JP2000065778A - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
- Publication number
- JP2000065778A JP2000065778A JP10239853A JP23985398A JP2000065778A JP 2000065778 A JP2000065778 A JP 2000065778A JP 10239853 A JP10239853 A JP 10239853A JP 23985398 A JP23985398 A JP 23985398A JP 2000065778 A JP2000065778 A JP 2000065778A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- reagent layer
- counter electrode
- sample liquid
- substrate
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Granted
Links
Classifications
-
- 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
- G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
Landscapes
- Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
- Health & Medical Sciences (AREA)
- Chemical & Material Sciences (AREA)
- Physics & Mathematics (AREA)
- Biochemistry (AREA)
- Hematology (AREA)
- Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
- Electrochemistry (AREA)
- Biophysics (AREA)
- Analytical Chemistry (AREA)
- Molecular Biology (AREA)
- General Health & Medical Sciences (AREA)
- General Physics & Mathematics (AREA)
- Immunology (AREA)
- Pathology (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 試料液中の妨害物質や溶存酸素などの影響を
軽減し、信頼性の高いバイオセンサを提供する。 【解決手段】 作用極、対極、および妨害物質検知電極
として使用され得る第３の電極を有する電極系と、少な
くとも酸化還元酵素および電子伝達体を含有する試薬層
と、電極系および試薬層を支持する電気絶縁性基板とを
具備し、第３の電極が作用極および対極の少なくとも一
方と対向する位置に配置され、試薬層が第３の電極に接
しない所定の位置に配置されているバイオセンサ。
軽減し、信頼性の高いバイオセンサを提供する。 【解決手段】 作用極、対極、および妨害物質検知電極
として使用され得る第３の電極を有する電極系と、少な
くとも酸化還元酵素および電子伝達体を含有する試薬層
と、電極系および試薬層を支持する電気絶縁性基板とを
具備し、第３の電極が作用極および対極の少なくとも一
方と対向する位置に配置され、試薬層が第３の電極に接
しない所定の位置に配置されているバイオセンサ。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、試料中の基質につ
いて、迅速かつ高精度な定量を簡便に実施するためのバ
イオセンサに関する。
いて、迅速かつ高精度な定量を簡便に実施するためのバ
イオセンサに関する。
【０００２】
【従来の技術】スクロース、グルコースなど糖類の定量
分析法として、施光度計法、比色法、還元滴定法および
各種クロマトグラフィーを用いた方法等が開発されてい
る。しかし、これらの方法は、いずれも糖類に対する特
異性があまり高くないので精度が悪い。これらの方法の
うち上記施光度計法によれば、操作は簡便ではあるが、
操作時の温度の影響を大きく受ける。従って、施光度計
法は、一般の人々が家庭などで簡易に糖類を定量する方
法としては適切でない。ところで、近年、酵素の有する
特異的触媒作用を利用した種々のタイプのバイオセンサ
が開発されている。以下に、試料液中の基質の定量法の
一例として、グルコースの定量法について説明する。電
気化学的なグルコースの定量法としては、グルコースオ
キシダーゼ（ＥＣ１．１．３．４：以下ＧＯＤと略す）
と酸素電極あるいは過酸化水素電極とを使用して行う方
法が一般に知られている（例えば、鈴木周一編「バイオ
センサー」講談社）。
分析法として、施光度計法、比色法、還元滴定法および
各種クロマトグラフィーを用いた方法等が開発されてい
る。しかし、これらの方法は、いずれも糖類に対する特
異性があまり高くないので精度が悪い。これらの方法の
うち上記施光度計法によれば、操作は簡便ではあるが、
操作時の温度の影響を大きく受ける。従って、施光度計
法は、一般の人々が家庭などで簡易に糖類を定量する方
法としては適切でない。ところで、近年、酵素の有する
特異的触媒作用を利用した種々のタイプのバイオセンサ
が開発されている。以下に、試料液中の基質の定量法の
一例として、グルコースの定量法について説明する。電
気化学的なグルコースの定量法としては、グルコースオ
キシダーゼ（ＥＣ１．１．３．４：以下ＧＯＤと略す）
と酸素電極あるいは過酸化水素電極とを使用して行う方
法が一般に知られている（例えば、鈴木周一編「バイオ
センサー」講談社）。
【０００３】ＧＯＤは、酸素を電子伝達体として、基質
であるβ−Ｄ−グルコースをＤ−グルコノ−δ−ラクト
ンに選択的に酸化する。酸素の存在下でのＧＯＤによる
酸化反応過程において、酸素が過酸化水素に還元され
る。酸素電極によって、この酸素の減少量を計測する
か、あるいは過酸化水素電極によって過酸化水素の増加
量を計測する。酸素の減少量および過酸化水素の増加量
は、試料液中のグルコースの含有量に比例するので、酸
素の減少量または過酸化水素の増加量からグルコースを
定量することができる。上記方法では、その反応過程か
らも推測できるように、測定結果は試料液に含まれる酸
素濃度の影響を大きく受ける欠点があり、試料液に酸素
が存在しない場合には測定が不可能となる。
であるβ−Ｄ−グルコースをＤ−グルコノ−δ−ラクト
ンに選択的に酸化する。酸素の存在下でのＧＯＤによる
酸化反応過程において、酸素が過酸化水素に還元され
る。酸素電極によって、この酸素の減少量を計測する
か、あるいは過酸化水素電極によって過酸化水素の増加
量を計測する。酸素の減少量および過酸化水素の増加量
は、試料液中のグルコースの含有量に比例するので、酸
素の減少量または過酸化水素の増加量からグルコースを
定量することができる。上記方法では、その反応過程か
らも推測できるように、測定結果は試料液に含まれる酸
素濃度の影響を大きく受ける欠点があり、試料液に酸素
が存在しない場合には測定が不可能となる。
【０００４】そこで、酸素を電子伝達体として用いず、
フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノン誘
導体等の有機化合物や金属錯体を電子伝達体として用い
る新しいタイプのグルコースセンサが開発されてきた。
このタイプのセンサでは、酵素反応の結果生じた電子伝
達体の還元体を電極上で酸化することにより、その酸化
電流量から試料液中に含まれるグルコース濃度が求めら
れる。このような有機化合物や金属錯体を酸素の代わり
に電子伝達体として用いることにより、既知量のＧＯＤ
とそれらの電子伝達体を安定な状態で正確に電極上に担
持させて試薬層を形成することが可能となる。この場
合、試薬層を乾燥状態に近い状態で電極系と一体化させ
ることもできるので、この技術に基づいた使い捨て型の
グルコースセンサが近年多くの注目を集めている。使い
捨て型のグルコースセンサにおいては、測定器に着脱可
能に接続されたセンサに試料液を導入するだけで容易に
グルコース濃度を測定器で測定することができる。この
ような手法は、グルコースの定量だけに限らず、試料液
中に含まれる他の基質の定量にも応用可能である。
フェリシアン化カリウム、フェロセン誘導体、キノン誘
導体等の有機化合物や金属錯体を電子伝達体として用い
る新しいタイプのグルコースセンサが開発されてきた。
このタイプのセンサでは、酵素反応の結果生じた電子伝
達体の還元体を電極上で酸化することにより、その酸化
電流量から試料液中に含まれるグルコース濃度が求めら
れる。このような有機化合物や金属錯体を酸素の代わり
に電子伝達体として用いることにより、既知量のＧＯＤ
とそれらの電子伝達体を安定な状態で正確に電極上に担
持させて試薬層を形成することが可能となる。この場
合、試薬層を乾燥状態に近い状態で電極系と一体化させ
ることもできるので、この技術に基づいた使い捨て型の
グルコースセンサが近年多くの注目を集めている。使い
捨て型のグルコースセンサにおいては、測定器に着脱可
能に接続されたセンサに試料液を導入するだけで容易に
グルコース濃度を測定器で測定することができる。この
ような手法は、グルコースの定量だけに限らず、試料液
中に含まれる他の基質の定量にも応用可能である。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】上記の様なセンサを用
いた測定では、還元型電子伝達体を作用極上にて酸化
し、その際に流れる酸化電流値に基づいて基質濃度が求
められる。しかしながら、血液や果汁等が試料として用
いられた場合、その試料中に含まれるアスコルビン酸、
尿酸等の易酸化性物質も、還元型電子伝達体と同時に作
用極上で酸化される。この易酸化性物質の酸化反応が、
測定結果に影響を与える場合があった。また、上記の様
なセンサを用いた測定では、試薬層に担持された電子伝
達体が還元されると同時に、溶存酸素を電子伝達体とし
て過酸化水素を生成する反応が同時に進行する。さら
に、この反応で生成した過酸化水素は、還元型電子伝達
体を再酸化する。結果として、還元型電子伝達体の酸化
電流に基づいて基質濃度を測定する場合、溶存酸素が測
定結果に負の誤差を与える場合があった。
いた測定では、還元型電子伝達体を作用極上にて酸化
し、その際に流れる酸化電流値に基づいて基質濃度が求
められる。しかしながら、血液や果汁等が試料として用
いられた場合、その試料中に含まれるアスコルビン酸、
尿酸等の易酸化性物質も、還元型電子伝達体と同時に作
用極上で酸化される。この易酸化性物質の酸化反応が、
測定結果に影響を与える場合があった。また、上記の様
なセンサを用いた測定では、試薬層に担持された電子伝
達体が還元されると同時に、溶存酸素を電子伝達体とし
て過酸化水素を生成する反応が同時に進行する。さら
に、この反応で生成した過酸化水素は、還元型電子伝達
体を再酸化する。結果として、還元型電子伝達体の酸化
電流に基づいて基質濃度を測定する場合、溶存酸素が測
定結果に負の誤差を与える場合があった。
【０００６】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
めに本発明は、電気絶縁性基板と、前記基板に形成され
た作用極、対極、および妨害物質検知電極として使用さ
れ得る第３の電極を有する電極系と、少なくとも酸化還
元酵素および電子伝達体を含有する試薬層とを具備する
バイオセンサにおいて、第３の電極が、作用極および対
極のどちらか一方、または、作用極および対極の双方と
対向する位置に配置されており、前記試薬層が、第３の
電極上以外の所定の位置に配置されていることを特徴と
するバイオセンサを提供するものである。レシチンを主
成分とする層が前記第３の電極に接しない所定の位置、
好ましくは試薬層に接して配置されていることが好まし
い。また、前記試薬層は、さらに親水性高分子を含有す
ることが好ましい。
めに本発明は、電気絶縁性基板と、前記基板に形成され
た作用極、対極、および妨害物質検知電極として使用さ
れ得る第３の電極を有する電極系と、少なくとも酸化還
元酵素および電子伝達体を含有する試薬層とを具備する
バイオセンサにおいて、第３の電極が、作用極および対
極のどちらか一方、または、作用極および対極の双方と
対向する位置に配置されており、前記試薬層が、第３の
電極上以外の所定の位置に配置されていることを特徴と
するバイオセンサを提供するものである。レシチンを主
成分とする層が前記第３の電極に接しない所定の位置、
好ましくは試薬層に接して配置されていることが好まし
い。また、前記試薬層は、さらに親水性高分子を含有す
ることが好ましい。
【０００７】
【発明の実施の形態】本発明のバイオセンサは、作用極
および対極を含む電極系と、酸化還元酵素および電子伝
達体を含む試薬層と、これらを支持する電気絶縁性基板
とを具備し、前記試薬層に添加された試料液中での酵素
反応の結果生じた還元型電子伝達体を作用極上にて酸化
し、その際に流れる酸化電流値に基づいて基質濃度を求
めるバイオセンサを改良したものである。すなわち、妨
害物質検知電極として使用され得る第３の電極を付加
し、この第３の電極が作用極および対極の少なくとも一
方と対向するように配置し、かつ試薬層を第３の電極に
接しない所定の位置に配置するものである。本発明の好
ましい態様において、バイオセンサは、電気絶縁性基板
と、この基板との間に試料液供給路を形成する電気絶縁
性のカバー部材と、前記試料液供給路に露出するように
基板またはカバー部材に形成された電極系および試薬層
とからなり、試料液供給路内において第３の電極が作用
極および対極の少なくとも一方と対向し、かつ試薬層が
第３の電極と接触しない位置に配置されている。
および対極を含む電極系と、酸化還元酵素および電子伝
達体を含む試薬層と、これらを支持する電気絶縁性基板
とを具備し、前記試薬層に添加された試料液中での酵素
反応の結果生じた還元型電子伝達体を作用極上にて酸化
し、その際に流れる酸化電流値に基づいて基質濃度を求
めるバイオセンサを改良したものである。すなわち、妨
害物質検知電極として使用され得る第３の電極を付加
し、この第３の電極が作用極および対極の少なくとも一
方と対向するように配置し、かつ試薬層を第３の電極に
接しない所定の位置に配置するものである。本発明の好
ましい態様において、バイオセンサは、電気絶縁性基板
と、この基板との間に試料液供給路を形成する電気絶縁
性のカバー部材と、前記試料液供給路に露出するように
基板またはカバー部材に形成された電極系および試薬層
とからなり、試料液供給路内において第３の電極が作用
極および対極の少なくとも一方と対向し、かつ試薬層が
第３の電極と接触しない位置に配置されている。
【０００８】本発明の他の好ましい態様において、前記
カバー部材は、絶縁性基板と、試料液供給路を形成する
ためのスリットを有するスペーサとから構成される。す
なわち、センサは、２枚の電気絶縁性基板とスペーサか
ら構成される。この構成におけるさらに具体的な第１の
例では、一方の基板に作用極と対極を設け、他方の基板
に第３の電極を設ける。第２の例では、一方の基板に作
用極を設け、他方の基板に対極および第３の電極を設け
る。第３の例では、一方の基板に作用極および第３の電
極を設け、他方の基板に対極を設ける。試薬層は、前記
第１および第２の例では、作用極を有する一方の基板上
に、第３の例では対極を設けた他方の基板上にそれぞれ
形成される。試薬層は、第３の電極と対向する電極に接
して形成するのが好ましい。しかし、試料液供給路にお
いて、試薬層が供給された試料液に溶解することにより
酵素反応が生じその生成物が第３の電極に到達する前
に、ある時間差をもって、試料液が第３の電極に到達す
るように、試薬層が配置されていればよい。
カバー部材は、絶縁性基板と、試料液供給路を形成する
ためのスリットを有するスペーサとから構成される。す
なわち、センサは、２枚の電気絶縁性基板とスペーサか
ら構成される。この構成におけるさらに具体的な第１の
例では、一方の基板に作用極と対極を設け、他方の基板
に第３の電極を設ける。第２の例では、一方の基板に作
用極を設け、他方の基板に対極および第３の電極を設け
る。第３の例では、一方の基板に作用極および第３の電
極を設け、他方の基板に対極を設ける。試薬層は、前記
第１および第２の例では、作用極を有する一方の基板上
に、第３の例では対極を設けた他方の基板上にそれぞれ
形成される。試薬層は、第３の電極と対向する電極に接
して形成するのが好ましい。しかし、試料液供給路にお
いて、試薬層が供給された試料液に溶解することにより
酵素反応が生じその生成物が第３の電極に到達する前
に、ある時間差をもって、試料液が第３の電極に到達す
るように、試薬層が配置されていればよい。
【０００９】本発明のバイオセンサによれば、易酸化性
物質を含む試料液の場合は、試料添加後の初期段階、す
なわち酵素反応により生成する還元型電子伝達体が第３
の電極に到達する前においては、第３の電極と対極との
間に流れる酸化電流は、易酸化性物質の濃度のみを反映
する。その後、十分な時間経過後に作用極と対極との間
に流れる酸化電流を測定すれば、これは、試料中に存在
していた易酸化性物質の酸化反応と、酵素反応の結果生
じた還元型電子伝達体の酸化反応とに起因する。したが
って、後に測定された酸化電流値を前に測定された酸化
電流値で補正すれば、正確な試料中の基質濃度を求める
ことができる。試料液中に溶存酸素を含む場合、前記と
同様の試料添加後の初期段階において、第３の電極に適
当な電位を印加することにより、溶存酸素濃度を反映し
た酸化電流を測定することができる。酵素反応の結果生
じた還元型電子伝達体を酸化する際の酸化電流により試
料液中の基質濃度を求める場合、試料液中の溶存酸素
は、その測定結果に負の誤差を与える。しかし、前記の
ように溶存酸素を反映した酸化電流値でこれを補正する
ことにより、溶存酸素に影響されずに正確な基質濃度を
求めることができる。
物質を含む試料液の場合は、試料添加後の初期段階、す
なわち酵素反応により生成する還元型電子伝達体が第３
の電極に到達する前においては、第３の電極と対極との
間に流れる酸化電流は、易酸化性物質の濃度のみを反映
する。その後、十分な時間経過後に作用極と対極との間
に流れる酸化電流を測定すれば、これは、試料中に存在
していた易酸化性物質の酸化反応と、酵素反応の結果生
じた還元型電子伝達体の酸化反応とに起因する。したが
って、後に測定された酸化電流値を前に測定された酸化
電流値で補正すれば、正確な試料中の基質濃度を求める
ことができる。試料液中に溶存酸素を含む場合、前記と
同様の試料添加後の初期段階において、第３の電極に適
当な電位を印加することにより、溶存酸素濃度を反映し
た酸化電流を測定することができる。酵素反応の結果生
じた還元型電子伝達体を酸化する際の酸化電流により試
料液中の基質濃度を求める場合、試料液中の溶存酸素
は、その測定結果に負の誤差を与える。しかし、前記の
ように溶存酸素を反映した酸化電流値でこれを補正する
ことにより、溶存酸素に影響されずに正確な基質濃度を
求めることができる。
【００１０】本発明において、試薬層に含有される酸化
還元酵素としては、試料液に含まれる基質に応じて適切
なものが選択される。酸化還元酵素としては、例えば、
フルクトースデヒドロゲナーゼ、グルコースオキシダー
ゼ、アルコールオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、コレ
ステロールオキシダーゼ、キサンチンオキシダーゼ、ア
ミノ酸オキシダーゼなどがあげられる。また、電子伝達
体としては、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノ
ン、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フ
ェロセン誘導休などがあげられる。電子伝達体は、これ
らの一種または二種以上が使用される。上記酵素および
電子伝達体は、試料液に溶解させてもよく、試薬層を基
板などに固定することによって試料液に溶けないように
してもよい。酵素および電子伝達体を固定化する場合、
試薬層は、以下に挙げる親水性高分子を含有することが
好ましい。
還元酵素としては、試料液に含まれる基質に応じて適切
なものが選択される。酸化還元酵素としては、例えば、
フルクトースデヒドロゲナーゼ、グルコースオキシダー
ゼ、アルコールオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、コレ
ステロールオキシダーゼ、キサンチンオキシダーゼ、ア
ミノ酸オキシダーゼなどがあげられる。また、電子伝達
体としては、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノ
ン、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フ
ェロセン誘導休などがあげられる。電子伝達体は、これ
らの一種または二種以上が使用される。上記酵素および
電子伝達体は、試料液に溶解させてもよく、試薬層を基
板などに固定することによって試料液に溶けないように
してもよい。酵素および電子伝達体を固定化する場合、
試薬層は、以下に挙げる親水性高分子を含有することが
好ましい。
【００１１】試薬層に含ませる親水性高分子には、種々
のものが使用される。例えば、カルボキシメチルセルロ
ース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピ
ルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、
エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチル
エチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリビニル
アルコール、ポリ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、アクリル酸
またはその塩のポリマー、メタアクリル酸またはその塩
のポリマー、スターチおよびその誘導体、無水マレイン
酸またはその塩のポリマーなどがあげられる。その中で
も、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセ
ルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセル
ロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセ
ルロース、カルボキシメチルエチルセルロースが好まし
い。
のものが使用される。例えば、カルボキシメチルセルロ
ース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピ
ルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、
エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチル
エチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリビニル
アルコール、ポリ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、アクリル酸
またはその塩のポリマー、メタアクリル酸またはその塩
のポリマー、スターチおよびその誘導体、無水マレイン
酸またはその塩のポリマーなどがあげられる。その中で
も、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセ
ルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセル
ロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセ
ルロース、カルボキシメチルエチルセルロースが好まし
い。
【００１２】以下の実施例においては、試料液の供給検
知、アスコルビン酸、あるいは溶存酸素検出のための第
３の電極への印加電位を５００ｍＶ、あるいは−１３０
０ｍＶとしたが、これに限定されることはない。また、
応答電流を得るための作用極への印加電位を５００ｍＶ
としたが、これに限定されることはなく、一連の反応の
結果生じた電子伝達体の還元体を酸化できる電位であれ
ばよい。電流値を測定する時間についても、実施例に記
載の特定値に限定されることはない。また、実施例で
は、電極系の例を図示したが、電極形状、電極およびリ
ードの配置、センサ部材の組み合わせ方法等はこれらに
限定されるものではない。実施例では、第３の電極の電
極材料としてカーボンについて述べたが、これに限定さ
れることはなく、他の導電性材料や銀／塩化銀電極など
も使用できる。
知、アスコルビン酸、あるいは溶存酸素検出のための第
３の電極への印加電位を５００ｍＶ、あるいは−１３０
０ｍＶとしたが、これに限定されることはない。また、
応答電流を得るための作用極への印加電位を５００ｍＶ
としたが、これに限定されることはなく、一連の反応の
結果生じた電子伝達体の還元体を酸化できる電位であれ
ばよい。電流値を測定する時間についても、実施例に記
載の特定値に限定されることはない。また、実施例で
は、電極系の例を図示したが、電極形状、電極およびリ
ードの配置、センサ部材の組み合わせ方法等はこれらに
限定されるものではない。実施例では、第３の電極の電
極材料としてカーボンについて述べたが、これに限定さ
れることはなく、他の導電性材料や銀／塩化銀電極など
も使用できる。
【００１３】
【実施例】以下、本発明を実施例により説明する。 《実施例１》バイオセンサの一例としてグルコースセン
サについて説明する。図１は、試薬層を除いたグルコー
スセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１に
は、作用極２および対極４が設けられ、さらにこれらに
電気的に接続されたリード３および５がそれぞれ設けら
れている。もう一方の絶縁性基板１１には、第３の電極
７が設けられ、さらに電極７に電気的に接続されたリー
ド８が設けられている。基板１には、作用極２および対
極４を覆うように、外周が対極４の外周に沿った円形の
試薬層（図示しない）が設けられている。図中、６およ
び９は絶縁層である。このグルコースセンサは、ポリエ
チレンテレフタレートからなる２枚の絶縁性基板１およ
び１１と、前記両基板の間にサンドイッチされるスペー
サ１２とから組み立てられる。これらが図１の中の破線
で示すような位置関係をもって接着されてグルコースセ
ンサが構成される。スペーサ１２には、試料液供給路を
形成するスリット１３が形成され、また、一方の絶縁性
基板１１には空気孔１０が形成されている。両基板１、
１１を間にスペーサ１２を挟んで積層し接着すると、両
基板１、１１、およびスペーサ１２によって、試料液供
給路となる空間部（図示しない）が形成される。この空
間部は、始端部となるスリットの解放端部１４が試料液
供給口となり、終端部は空気孔１０に連通する。ここ
で、基板１１とスペーサ１２の組み合わせは、上記のカ
バー部材に相当するものであり、この例では２つの部材
で構成されているが、スペーサ１２のスリット１３に相
当する溝を設けた１つの部材で構成することもできる。
サについて説明する。図１は、試薬層を除いたグルコー
スセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１に
は、作用極２および対極４が設けられ、さらにこれらに
電気的に接続されたリード３および５がそれぞれ設けら
れている。もう一方の絶縁性基板１１には、第３の電極
７が設けられ、さらに電極７に電気的に接続されたリー
ド８が設けられている。基板１には、作用極２および対
極４を覆うように、外周が対極４の外周に沿った円形の
試薬層（図示しない）が設けられている。図中、６およ
び９は絶縁層である。このグルコースセンサは、ポリエ
チレンテレフタレートからなる２枚の絶縁性基板１およ
び１１と、前記両基板の間にサンドイッチされるスペー
サ１２とから組み立てられる。これらが図１の中の破線
で示すような位置関係をもって接着されてグルコースセ
ンサが構成される。スペーサ１２には、試料液供給路を
形成するスリット１３が形成され、また、一方の絶縁性
基板１１には空気孔１０が形成されている。両基板１、
１１を間にスペーサ１２を挟んで積層し接着すると、両
基板１、１１、およびスペーサ１２によって、試料液供
給路となる空間部（図示しない）が形成される。この空
間部は、始端部となるスリットの解放端部１４が試料液
供給口となり、終端部は空気孔１０に連通する。ここ
で、基板１１とスペーサ１２の組み合わせは、上記のカ
バー部材に相当するものであり、この例では２つの部材
で構成されているが、スペーサ１２のスリット１３に相
当する溝を設けた１つの部材で構成することもできる。
【００１４】上記グルコースセンサは以下のようにして
作製した。ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性
基板１上に、スクリーン印刷により銀ペーストを印刷し
リード端子３および５をそれぞれ形成した。もう一方の
絶縁性基板１１上にも銀ペーストを印刷し、リード端子
８を形成した。次に、樹脂バインダーを含む導電性カー
ボンペーストを絶縁性基板１上に印刷して作用極２を形
成した。同様に、第３の電極７をもう一方の絶縁性基板
１１上に形成した。作用極２および第３の電極７はそれ
ぞれリード端子３および８と電気的に接触している。次
に、絶縁性基板１および１１上に、絶縁性ペーストを印
刷してそれぞれ絶縁層６および９を形成した。絶縁層６
および９は、それぞれ作用極２および第３の電極７の外
周部を覆っており、これによって作用極２および第３の
電極７の露出部分の面積は一定に保たれる。絶縁層６お
よび９は、それぞれリード端子３、５、および７の一部
を覆っている。次に、樹脂バインダーを含む導電性カー
ボンペーストを絶縁性基板１上に印刷して対極４を形成
した。対極４は、リード端子５と電気的に接触してい
る。次に、作用極２および対極４上に、酵素としてＧＯ
Ｄ、電子伝達体としてフェリシアン化カリウムを含有す
る水溶液を滴下し、乾燥させることにより、試薬層を形
成した。
作製した。ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性
基板１上に、スクリーン印刷により銀ペーストを印刷し
リード端子３および５をそれぞれ形成した。もう一方の
絶縁性基板１１上にも銀ペーストを印刷し、リード端子
８を形成した。次に、樹脂バインダーを含む導電性カー
ボンペーストを絶縁性基板１上に印刷して作用極２を形
成した。同様に、第３の電極７をもう一方の絶縁性基板
１１上に形成した。作用極２および第３の電極７はそれ
ぞれリード端子３および８と電気的に接触している。次
に、絶縁性基板１および１１上に、絶縁性ペーストを印
刷してそれぞれ絶縁層６および９を形成した。絶縁層６
および９は、それぞれ作用極２および第３の電極７の外
周部を覆っており、これによって作用極２および第３の
電極７の露出部分の面積は一定に保たれる。絶縁層６お
よび９は、それぞれリード端子３、５、および７の一部
を覆っている。次に、樹脂バインダーを含む導電性カー
ボンペーストを絶縁性基板１上に印刷して対極４を形成
した。対極４は、リード端子５と電気的に接触してい
る。次に、作用極２および対極４上に、酵素としてＧＯ
Ｄ、電子伝達体としてフェリシアン化カリウムを含有す
る水溶液を滴下し、乾燥させることにより、試薬層を形
成した。
【００１５】さらに前記試薬層上に、試料液の試薬層へ
の供給をより一層円滑にするために、レシチンの有機溶
媒溶液、例えばトルエン溶液を、試料液供給口１４から
試薬層上にわたって広げ、乾燥させることによりレシチ
ン層を形成した。しかしながら、レシチン層を第３の電
極７に接触するように配置した場合には、応答のばらつ
きが大きくなる。これは、第３の電極７の表面がレシチ
ン層により変化を来たし、それに起因するものと思われ
る。次に、両基板１、１１およびスペーサ１２を、図１
中の一点鎖線で示すような位置関係をもって接着するこ
とによりグルコースセンサを作製した。第３の電極７、
作用極２および対極４が同一平面上に配置された場合、
第３の電極７上の一部を試薬層が覆ってしまい、測定結
果に誤差を生じる場合があった。しかしながら、上記の
ようなセンサ系では、第３の電極７が、作用極２および
対極４と対向する位置に配置されるために、上記のよう
な試薬層形成に起因する誤差が大幅に低減される。
の供給をより一層円滑にするために、レシチンの有機溶
媒溶液、例えばトルエン溶液を、試料液供給口１４から
試薬層上にわたって広げ、乾燥させることによりレシチ
ン層を形成した。しかしながら、レシチン層を第３の電
極７に接触するように配置した場合には、応答のばらつ
きが大きくなる。これは、第３の電極７の表面がレシチ
ン層により変化を来たし、それに起因するものと思われ
る。次に、両基板１、１１およびスペーサ１２を、図１
中の一点鎖線で示すような位置関係をもって接着するこ
とによりグルコースセンサを作製した。第３の電極７、
作用極２および対極４が同一平面上に配置された場合、
第３の電極７上の一部を試薬層が覆ってしまい、測定結
果に誤差を生じる場合があった。しかしながら、上記の
ようなセンサ系では、第３の電極７が、作用極２および
対極４と対向する位置に配置されるために、上記のよう
な試薬層形成に起因する誤差が大幅に低減される。
【００１６】上記のセンサを専用測定器に装着し、対極
４を基準にして第３の電極７に５００ｍＶの電位を印加
した。この電位を印加した状態で、妨害物質としてアス
コルビン酸を含むグルコース水溶液３μｌを、試料液と
して試料液供給口１４より供給した。試料液は空間部を
通って空気孔１０にまで達し、電極系上の試薬層が溶解
した。試料液の供給と同時に、第３の電極７と対極４間
の電気的変化に基づいて、すなわち、前記両電極が試料
液により液絡したことに基づいて、液の供給を検知する
システムが動作することにより、測定タイマーが始動し
た。この時、第３の電極７と対極４との間に電位は印加
され続けており、試料液の供給が検知されてから一定時
間経過後に、第３の電極７と対極４間の電流値を測定し
た。この電流値は、妨害物質として含まれるアスコルビ
ン酸の酸化反応に起因し、その濃度に対して比例関係を
与えた。第３の電極７と対極４間の電流値を測定した
後、両電極間の電圧印加を解除した。
４を基準にして第３の電極７に５００ｍＶの電位を印加
した。この電位を印加した状態で、妨害物質としてアス
コルビン酸を含むグルコース水溶液３μｌを、試料液と
して試料液供給口１４より供給した。試料液は空間部を
通って空気孔１０にまで達し、電極系上の試薬層が溶解
した。試料液の供給と同時に、第３の電極７と対極４間
の電気的変化に基づいて、すなわち、前記両電極が試料
液により液絡したことに基づいて、液の供給を検知する
システムが動作することにより、測定タイマーが始動し
た。この時、第３の電極７と対極４との間に電位は印加
され続けており、試料液の供給が検知されてから一定時
間経過後に、第３の電極７と対極４間の電流値を測定し
た。この電流値は、妨害物質として含まれるアスコルビ
ン酸の酸化反応に起因し、その濃度に対して比例関係を
与えた。第３の電極７と対極４間の電流値を測定した
後、両電極間の電圧印加を解除した。
【００１７】上述したように、第３の電極７は、作用極
２および対極４と対向する位置に配置されており、第３
の電極７上には試薬層が配置されていない。よって、酵
素反応の結果生成したフェロシアン化イオンが第３の電
極７近傍に到達するまでには、若干の時間を必要とす
る。すなわち、フェロシアン化イオン到達までの時間内
における第３の電極７と対極４間の電流値は、主にアス
コルビン酸の濃度のみを反映する。さらに、試料液の供
給を検知してから２５秒後、対極４を基準にして作用極
２に５００ｍＶの電位を印加し、作用極２と対極４間に
流れる５秒後の電流値を測定した。試薬層を溶解した試
料液中のフェリシアン化イオン、グルコース、およびＧ
ＯＤが反応し、その結果、グルコースがグルコノラクト
ンに酸化され、フェリシアン化イオンがフェロシアン化
イオンに還元される。このフェロシアン化イオンの濃度
は、グルコースの濃度に比例する。試料液の検知から３
０秒後の作用極２と対極４間の電流は、フェロシアン化
イオンと、あらかじめ存在するアスコルビン酸の酸化反
応に起因する。すなわち、アスコルビン酸が測定結果に
正の誤差を与えることとなる。しかしながら、上述した
ように、第３の電極７と対極４間の電流値は主にアスコ
ルビン酸の濃度のみを反映する。そこで、その結果に基
づき測定結果を補正することにより、アスコルビン酸の
影響を除去し正確なグルコース濃度を求めることができ
る。
２および対極４と対向する位置に配置されており、第３
の電極７上には試薬層が配置されていない。よって、酵
素反応の結果生成したフェロシアン化イオンが第３の電
極７近傍に到達するまでには、若干の時間を必要とす
る。すなわち、フェロシアン化イオン到達までの時間内
における第３の電極７と対極４間の電流値は、主にアス
コルビン酸の濃度のみを反映する。さらに、試料液の供
給を検知してから２５秒後、対極４を基準にして作用極
２に５００ｍＶの電位を印加し、作用極２と対極４間に
流れる５秒後の電流値を測定した。試薬層を溶解した試
料液中のフェリシアン化イオン、グルコース、およびＧ
ＯＤが反応し、その結果、グルコースがグルコノラクト
ンに酸化され、フェリシアン化イオンがフェロシアン化
イオンに還元される。このフェロシアン化イオンの濃度
は、グルコースの濃度に比例する。試料液の検知から３
０秒後の作用極２と対極４間の電流は、フェロシアン化
イオンと、あらかじめ存在するアスコルビン酸の酸化反
応に起因する。すなわち、アスコルビン酸が測定結果に
正の誤差を与えることとなる。しかしながら、上述した
ように、第３の電極７と対極４間の電流値は主にアスコ
ルビン酸の濃度のみを反映する。そこで、その結果に基
づき測定結果を補正することにより、アスコルビン酸の
影響を除去し正確なグルコース濃度を求めることができ
る。
【００１８】《実施例２》試薬層が、さらに、カルボキ
シメチルセルロース（以下ＣＭＣと略称する）を含むこ
と以外は全て実施例１と同様にしてグルコースセンサを
作製し、実施例１と同様の測定を行った。まず、基板１
の作用極２および対極４上に、ＣＭＣの水溶液を滴下
し、乾燥することによりＣＭＣ層を形成した。次に、酵
素および電子伝達体の混合水溶液を前記ＣＭＣ層上に滴
下すると、ＣＭＣ層は一度溶解し、その後の乾燥過程で
酵素などと混合された形で試薬層を形成する。しかし、
攪拌等を伴わないため完全な混合状態とはならず、電極
系表面はＣＭＣのみによって被覆された状態となる。す
なわち、酵素および電子伝達体などが電極系表面に接触
しないので、電極系表面へのタンパク質の吸着などを防
ぐことができる。その結果、センサ応答のばらつきが減
少した。
シメチルセルロース（以下ＣＭＣと略称する）を含むこ
と以外は全て実施例１と同様にしてグルコースセンサを
作製し、実施例１と同様の測定を行った。まず、基板１
の作用極２および対極４上に、ＣＭＣの水溶液を滴下
し、乾燥することによりＣＭＣ層を形成した。次に、酵
素および電子伝達体の混合水溶液を前記ＣＭＣ層上に滴
下すると、ＣＭＣ層は一度溶解し、その後の乾燥過程で
酵素などと混合された形で試薬層を形成する。しかし、
攪拌等を伴わないため完全な混合状態とはならず、電極
系表面はＣＭＣのみによって被覆された状態となる。す
なわち、酵素および電子伝達体などが電極系表面に接触
しないので、電極系表面へのタンパク質の吸着などを防
ぐことができる。その結果、センサ応答のばらつきが減
少した。
【００１９】《実施例３》図２は、試薬層を除いたグル
コースセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１
上には作用極２およびカーボン層１５を、もう一方の絶
縁性基板１１上には第３の電極７および対極４を、実施
例１と同様の方法にてそれぞれ形成した。さらに、試薬
層およびレシチン層を作用極２およびカーボン層１５上
に実施例２と同様にして形成した。ここで、カーボン層
１５は、電極としては機能していない。しかしながら、
作用極２の周囲にカーボン層１５を配置することによ
り、試薬層の形成が容易になる。実施例１と同様に、両
基板１、１１およびスペーサ１２を貼り合わせることに
より、グルコースセンサを作製した。次に、実施例１と
同様に、アスコルビン酸が混在するグルコース溶液を用
いて、グルコース濃度の測定を行った。その結果、アス
コルビン酸の影響を除去し正確なグルコース濃度を求め
ることができた。グルコース濃度が高濃度域（約1000mg
/dl以上）の場合は、作用極２−対極４間の電流値も増
加する。すなわち、対極４上で生成する副生成物も多量
になるために、作用極の周囲に対極を配置した場合、副
生成物がセンサ応答に影響を与える場合がある。本実施
例のような電極配置を導入すると、そのような影響が軽
減される。
コースセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１
上には作用極２およびカーボン層１５を、もう一方の絶
縁性基板１１上には第３の電極７および対極４を、実施
例１と同様の方法にてそれぞれ形成した。さらに、試薬
層およびレシチン層を作用極２およびカーボン層１５上
に実施例２と同様にして形成した。ここで、カーボン層
１５は、電極としては機能していない。しかしながら、
作用極２の周囲にカーボン層１５を配置することによ
り、試薬層の形成が容易になる。実施例１と同様に、両
基板１、１１およびスペーサ１２を貼り合わせることに
より、グルコースセンサを作製した。次に、実施例１と
同様に、アスコルビン酸が混在するグルコース溶液を用
いて、グルコース濃度の測定を行った。その結果、アス
コルビン酸の影響を除去し正確なグルコース濃度を求め
ることができた。グルコース濃度が高濃度域（約1000mg
/dl以上）の場合は、作用極２−対極４間の電流値も増
加する。すなわち、対極４上で生成する副生成物も多量
になるために、作用極の周囲に対極を配置した場合、副
生成物がセンサ応答に影響を与える場合がある。本実施
例のような電極配置を導入すると、そのような影響が軽
減される。
【００２０】《実施例４》図３は、試薬層を除いたグル
コースセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１
上には作用極２および第３の電極７を、もう一方の絶縁
性基板１１上には対極４ｄを、実施例１と同様の方法に
てそれぞれ形成した。さらに、試薬層およびレシチン層
を実施例２と同様にして対極４ｄ上に形成した。実施例
１と同様に、両基板１、１１およびスペーサ１２を貼り
合わせることにより、グルコースセンサを作製した。次
に、実施例１と同様に、アスコルビン酸が混在するグル
コース水溶液を用いて、グルコース濃度の測定を行っ
た。その結果、アスコルビン酸の影響を除去し正確なグ
ルコース濃度を求めることができた。本実施例の場合
は、対極４ｄの電極面積を作用極２および第３の電極７
に比べてより広く保つことができる。また、対極４ｄ上
に試薬層が配置されているために、電位印加時の基準電
極電位がより安定する。これらの効果により、センサ応
答のばらつきが軽減された。
コースセンサの分解斜視図である。一方の絶縁性基板１
上には作用極２および第３の電極７を、もう一方の絶縁
性基板１１上には対極４ｄを、実施例１と同様の方法に
てそれぞれ形成した。さらに、試薬層およびレシチン層
を実施例２と同様にして対極４ｄ上に形成した。実施例
１と同様に、両基板１、１１およびスペーサ１２を貼り
合わせることにより、グルコースセンサを作製した。次
に、実施例１と同様に、アスコルビン酸が混在するグル
コース水溶液を用いて、グルコース濃度の測定を行っ
た。その結果、アスコルビン酸の影響を除去し正確なグ
ルコース濃度を求めることができた。本実施例の場合
は、対極４ｄの電極面積を作用極２および第３の電極７
に比べてより広く保つことができる。また、対極４ｄ上
に試薬層が配置されているために、電位印加時の基準電
極電位がより安定する。これらの効果により、センサ応
答のばらつきが軽減された。
【００２１】《実施例５》実施例２と同様にしてグルコ
ースセンサを作製した。専用測定器にセンサを装着し、
対極４を基準にして第３の電極７に−１３００ｍＶの電
位を印加した。この電位を印加した状態で、空気飽和状
態のグルコース水溶液３μｌを、試料液として試料液供
給口１４より供給した。試料液は空間部を通って空気孔
１０にまで達し、電極系上の試薬層が溶解した。試料液
の供給と同時に、対極４と第３の電極７間の電気的変化
に基づいて液の供給を検知するシステムが動作すること
により、測定タイマーが始動した。この時、対極４と第
３の電極７間に電位は印加され続けており、試料液の供
給を検知してから一定時間経過後に、対極４と第３の電
極７間の電流値を測定した。この電流値は溶存酸素の還
元反応に起因し、アルゴンにて脱気したグルコース溶液
を供給した場合には、その還元電流は激減した。対極４
と第３の電極７間の電流値を測定した後、両電極間の電
圧印加を解除した。
ースセンサを作製した。専用測定器にセンサを装着し、
対極４を基準にして第３の電極７に−１３００ｍＶの電
位を印加した。この電位を印加した状態で、空気飽和状
態のグルコース水溶液３μｌを、試料液として試料液供
給口１４より供給した。試料液は空間部を通って空気孔
１０にまで達し、電極系上の試薬層が溶解した。試料液
の供給と同時に、対極４と第３の電極７間の電気的変化
に基づいて液の供給を検知するシステムが動作すること
により、測定タイマーが始動した。この時、対極４と第
３の電極７間に電位は印加され続けており、試料液の供
給を検知してから一定時間経過後に、対極４と第３の電
極７間の電流値を測定した。この電流値は溶存酸素の還
元反応に起因し、アルゴンにて脱気したグルコース溶液
を供給した場合には、その還元電流は激減した。対極４
と第３の電極７間の電流値を測定した後、両電極間の電
圧印加を解除した。
【００２２】上述したように、第３の電極７上には試薬
層が配置されていない。よって、試薬層に含有するフェ
リシアン化イオンが第３の電極７近傍に到達するまでに
は、若干の時間を必要とする。すなわち、フェリシアン
化イオン到達までの時間内における対極４と第３の電極
７間の電流値は、主に溶存酸素濃度のみを反映する。さ
らに、試料液検知から２５秒後、第３の電極７を基準に
して作用極２に５００ｍＶの電位を印加し、対極４と作
用極２間の５秒後の電流値を測定した。液中のフェリシ
アン化イオン、グルコース、およびＧＯＤが反応し、そ
の結果、グルコースがグルコノラクトンに酸化され、フ
ェリシアン化イオンがフェロシアン化イオンに還元され
る。一方、この反応の競争反応として、グルコノラクト
ンと過酸化水素が生成する酵素反応が、酸素を電子伝達
体として同時に進行する。さらに、この反応にて生成す
る過酸化水素は、フェロシアン化イオンをフェリシアン
化イオンに再酸化する。結果として、フェロシアン化イ
オンの酸化電流に基づいてグルコース濃度を測定する場
合、溶存酸素は測定結果に負の誤差を与える。しかしな
がら、上述したように、対極４と第３の電極７間の電流
値は主に溶存酸素濃度のみを反映する。そこで、その結
果に基づき測定結果を補正することで、溶存酸素の影響
を除去し正確なグルコース濃度を求めることができる。
層が配置されていない。よって、試薬層に含有するフェ
リシアン化イオンが第３の電極７近傍に到達するまでに
は、若干の時間を必要とする。すなわち、フェリシアン
化イオン到達までの時間内における対極４と第３の電極
７間の電流値は、主に溶存酸素濃度のみを反映する。さ
らに、試料液検知から２５秒後、第３の電極７を基準に
して作用極２に５００ｍＶの電位を印加し、対極４と作
用極２間の５秒後の電流値を測定した。液中のフェリシ
アン化イオン、グルコース、およびＧＯＤが反応し、そ
の結果、グルコースがグルコノラクトンに酸化され、フ
ェリシアン化イオンがフェロシアン化イオンに還元され
る。一方、この反応の競争反応として、グルコノラクト
ンと過酸化水素が生成する酵素反応が、酸素を電子伝達
体として同時に進行する。さらに、この反応にて生成す
る過酸化水素は、フェロシアン化イオンをフェリシアン
化イオンに再酸化する。結果として、フェロシアン化イ
オンの酸化電流に基づいてグルコース濃度を測定する場
合、溶存酸素は測定結果に負の誤差を与える。しかしな
がら、上述したように、対極４と第３の電極７間の電流
値は主に溶存酸素濃度のみを反映する。そこで、その結
果に基づき測定結果を補正することで、溶存酸素の影響
を除去し正確なグルコース濃度を求めることができる。
【００２３】《実施例６》実施例２と同様にしてグルコ
ースセンサを作製した。専用測定器にセンサを装着し、
対極４を基準にして第３の電極７に５００ｍＶの電位を
印加した。この電位を印加した状態で、空気飽和状態の
アスコルビン酸を含むグルコース水溶液３μｌを、試料
液として試料液供給口１４より供給した。試料液は空間
部を通って空気孔１０にまで達し、電極系上の試薬層が
溶解した。試料液の供給と同時に、電極系の対極４と第
３の電極７間の電気的変化に基づいて液の供給を検知す
るシステムが動作することにより、測定タイマーが始動
した。この時、対極４と第３の電極７間に電位は印加さ
れ続けている。
ースセンサを作製した。専用測定器にセンサを装着し、
対極４を基準にして第３の電極７に５００ｍＶの電位を
印加した。この電位を印加した状態で、空気飽和状態の
アスコルビン酸を含むグルコース水溶液３μｌを、試料
液として試料液供給口１４より供給した。試料液は空間
部を通って空気孔１０にまで達し、電極系上の試薬層が
溶解した。試料液の供給と同時に、電極系の対極４と第
３の電極７間の電気的変化に基づいて液の供給を検知す
るシステムが動作することにより、測定タイマーが始動
した。この時、対極４と第３の電極７間に電位は印加さ
れ続けている。
【００２４】さらに、試料液の供給を検知してから２秒
経過後、第３の電極７への印加電位を−１３００ｍＶに
ステップした。−１３００ｍＶに電位をステップする直
前、および−１３００ｍＶにステップしてから３秒後
の、二点における対極４と第３の電極７間の電流値を測
定した。−１３００ｍＶに電位をステップする直前の電
流値は、主としてアスコルビン酸濃度に依存する。一
方、−１３００ｍＶにステップしてから３秒後の電流値
は、主として溶存酸素濃度に依存する。試料液供給から
２秒後、および５秒後の対極４と第３の電極７間の電流
値を測定した後、両電極間の電圧印加を解除した。さら
に、試料液検知から２５秒後、第３の電極７を基準にし
て作用極２に５００ｍＶの電位を印加し、対極４と作用
極２間の５秒後の電流値を測定した。上述したように、
対極４と第３の電極７間の電流値は主にアスコルビン酸
および溶存酸素濃度を反映するため、その電流値に基づ
き両物質の濃度を求めることができる。そこで、その結
果に基づき測定結果を補正することにより、アスコルビ
ン酸および溶存酸素の影響を除去し、正確なグルコース
濃度を求めることができる。
経過後、第３の電極７への印加電位を−１３００ｍＶに
ステップした。−１３００ｍＶに電位をステップする直
前、および−１３００ｍＶにステップしてから３秒後
の、二点における対極４と第３の電極７間の電流値を測
定した。−１３００ｍＶに電位をステップする直前の電
流値は、主としてアスコルビン酸濃度に依存する。一
方、−１３００ｍＶにステップしてから３秒後の電流値
は、主として溶存酸素濃度に依存する。試料液供給から
２秒後、および５秒後の対極４と第３の電極７間の電流
値を測定した後、両電極間の電圧印加を解除した。さら
に、試料液検知から２５秒後、第３の電極７を基準にし
て作用極２に５００ｍＶの電位を印加し、対極４と作用
極２間の５秒後の電流値を測定した。上述したように、
対極４と第３の電極７間の電流値は主にアスコルビン酸
および溶存酸素濃度を反映するため、その電流値に基づ
き両物質の濃度を求めることができる。そこで、その結
果に基づき測定結果を補正することにより、アスコルビ
ン酸および溶存酸素の影響を除去し、正確なグルコース
濃度を求めることができる。
【００２５】
【発明の効果】以上のように本発明によると、高い信頼
性を有するバイオセンサを提供することができる。
性を有するバイオセンサを提供することができる。
【図１】本発明の一実施例におけるグルコースセンサの
試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
【図２】本発明の他の実施例におけるグルコースセンサ
の試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
の試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
【図３】本発明のさらに他の実施例におけるグルコース
センサの試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
センサの試薬層を除去した状態の分解斜視図である。
１、１１ 絶縁性基板 ２ 作用極 ３ 作用極リード端子 ４、４ｄ 対極 ５ 対極リード端子 ６、９ 絶縁層 ７ 第３の電極 ８ 第３の電極リード端子 １０ 空気孔 １２ スペーサ １３ 試料液供給路を形成するスリット １４ 試料液供給口 １５ カーボン層
Claims (4)
- 【請求項１】 作用極、対極、および妨害物質検知電極
として使用され得る第３の電極を有する電極系と、少な
くとも酸化還元酵素および電子伝達体を含有する試薬層
と、前記電極系および試薬層を支持する電気絶縁性基板
とを具備し、第３の電極が作用極および対極の少なくと
も一方と対向する位置に配置されており、前記試薬層が
第３の電極に接しない所定の位置に配置されていること
を特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項２】 電気絶縁性基板と、この基板との間に試
料液供給路を形成する電気絶縁性のカバー部材と、前記
試料液供給路に露出するように基板またはカバー部材に
形成された電極系および試薬層とを具備し、試料液供給
路内において第３の電極が作用極および対極の少なくと
も一方と対向し、かつ試薬層が第３の電極と接触しない
位置に配置されていることを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項３】 レシチンを主成分とする層が、前記第３
の電極以外の所定の位置に配置されている請求項１また
は２に記載のバイオセンサ。 - 【請求項４】 前記試薬層が、さらに親水性高分子を含
有する請求項１または２に記載のバイオセンサ。
Priority Applications (5)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23985398A JP3267936B2 (ja) | 1998-08-26 | 1998-08-26 | バイオセンサ |
| EP99116106A EP0984069B1 (en) | 1998-08-26 | 1999-08-17 | Biosensor with three electrodes to control for the effects of interfering subtances |
| DE69933739T DE69933739T2 (de) | 1998-08-26 | 1999-08-17 | Biosensor mit drei Elektroden zur Kontrolle der Messverfälschungen durch interferierende Substanzen |
| CNB991180550A CN1134659C (zh) | 1998-08-26 | 1999-08-19 | 生物传感器 |
| US09/379,128 US6212417B1 (en) | 1998-08-26 | 1999-08-20 | Biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP23985398A JP3267936B2 (ja) | 1998-08-26 | 1998-08-26 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2000065778A true JP2000065778A (ja) | 2000-03-03 |
| JP3267936B2 JP3267936B2 (ja) | 2002-03-25 |
Family
ID=17050858
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP23985398A Expired - Lifetime JP3267936B2 (ja) | 1998-08-26 | 1998-08-26 | バイオセンサ |
Country Status (5)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US6212417B1 (ja) |
| EP (1) | EP0984069B1 (ja) |
| JP (1) | JP3267936B2 (ja) |
| CN (1) | CN1134659C (ja) |
| DE (1) | DE69933739T2 (ja) |
Cited By (22)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2001073419A1 (en) * | 2000-03-29 | 2001-10-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP2001343350A (ja) * | 2000-03-29 | 2001-12-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| WO2002086483A1 (en) * | 2001-04-16 | 2002-10-31 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| KR100426638B1 (ko) * | 2001-07-07 | 2004-04-08 | 주식회사 인포피아 | 혈당 측정용 센서 및 그 센서를 이용한 혈당 측정방법 |
| US7022218B2 (en) * | 2001-05-29 | 2006-04-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor with interdigitated electrodes |
| JP2007509355A (ja) * | 2003-10-24 | 2007-04-12 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | 酵素的電気化学的バイオセンサ |
| JPWO2005054839A1 (ja) * | 2003-12-04 | 2007-06-28 | 松下電器産業株式会社 | 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 |
| JPWO2005054840A1 (ja) * | 2003-12-04 | 2007-06-28 | 松下電器産業株式会社 | 血液成分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 |
| JP2007170912A (ja) * | 2005-12-20 | 2007-07-05 | Toyo Univ | 食品の抗酸化活性測定方法と、食品の抗酸化活性測定システム |
| JP2007524846A (ja) * | 2003-10-31 | 2007-08-30 | ライフスキャン・スコットランド・リミテッド | 電気化学検査ストリップにおける直接的な干渉電流の影響を軽減する方法 |
| US7341846B2 (en) | 2002-06-17 | 2008-03-11 | Arkray, Inc. | Method of measuring glucose concentration and glucose sensor with the use of glucose dehydrogenase |
| US7368083B2 (en) | 2005-01-28 | 2008-05-06 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Blood processing apparatus and blood introducing method |
| JP2008180723A (ja) * | 2008-02-07 | 2008-08-07 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | グルコース及びアスコルビン酸の測定装置 |
| KR100906023B1 (ko) | 2007-10-23 | 2009-07-06 | 주식회사 헬스피아 | 혈당 측정 시스템 |
| JP2010032552A (ja) * | 2002-02-01 | 2010-02-12 | Abbott Lab | 液体サンプルの分析のための電気化学式バイオセンサストリップ |
| EP2444500A2 (en) | 2010-10-22 | 2012-04-25 | Arkray, Inc. | Measurement method using oxidase |
| US8168444B2 (en) | 2007-04-09 | 2012-05-01 | Panasonic Corporation | Substrate having channel portion including chambers, and method of transferring liquid by using the substrate |
| US8414848B2 (en) | 2007-05-10 | 2013-04-09 | Panasonic Corporation | Substrate including channel part having chamber, and multistage liquid feed device comprising the same |
| US8524055B2 (en) | 2004-04-19 | 2013-09-03 | Panasonic Corporation | Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein |
| JP2017009431A (ja) * | 2015-06-22 | 2017-01-12 | 株式会社村田製作所 | センサ |
| JP2021503597A (ja) * | 2017-11-17 | 2021-02-12 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド | センサーアセンブリおよびその使用方法 |
| JP2023534645A (ja) * | 2020-07-08 | 2023-08-10 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 干渉信号を低減するための強化を特徴とする検体センサ |
Families Citing this family (139)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6036924A (en) | 1997-12-04 | 2000-03-14 | Hewlett-Packard Company | Cassette of lancet cartridges for sampling blood |
| US7494816B2 (en) | 1997-12-22 | 2009-02-24 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for determining a temperature during analyte measurement |
| US6391005B1 (en) | 1998-03-30 | 2002-05-21 | Agilent Technologies, Inc. | Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth |
| US6360888B1 (en) * | 1999-02-25 | 2002-03-26 | Minimed Inc. | Glucose sensor package system |
| US7276146B2 (en) | 2001-11-16 | 2007-10-02 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays |
| US20020092612A1 (en) * | 2000-03-28 | 2002-07-18 | Davies Oliver William Hardwicke | Rapid response glucose sensor |
| DE10015816A1 (de) * | 2000-03-30 | 2001-10-18 | Infineon Technologies Ag | Biosensorchip |
| CN1191475C (zh) * | 2000-03-31 | 2005-03-02 | 生命扫描有限公司 | 用于测量导电生物流体的被分析物浓度的医疗诊断装置 |
| WO2002008743A1 (en) * | 2000-07-24 | 2002-01-31 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US8641644B2 (en) | 2000-11-21 | 2014-02-04 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means |
| CN100346158C (zh) * | 2000-11-30 | 2007-10-31 | 松下电器产业株式会社 | 基质的定量方法 |
| ATE497731T1 (de) | 2001-06-12 | 2011-02-15 | Pelikan Technologies Inc | Gerät zur erhöhung der erfolgsrate im hinblick auf die durch einen fingerstich erhaltene blutausbeute |
| US7344507B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-03-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet actuation |
| US9427532B2 (en) | 2001-06-12 | 2016-08-30 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| ATE485766T1 (de) | 2001-06-12 | 2010-11-15 | Pelikan Technologies Inc | Elektrisches betätigungselement für eine lanzette |
| US7981056B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Methods and apparatus for lancet actuation |
| US9795747B2 (en) | 2010-06-02 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Methods and apparatus for lancet actuation |
| US7041068B2 (en) | 2001-06-12 | 2006-05-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Sampling module device and method |
| ES2336081T3 (es) | 2001-06-12 | 2010-04-08 | Pelikan Technologies Inc. | Dispositivo de puncion de auto-optimizacion con medios de adaptacion a variaciones temporales en las propiedades cutaneas. |
| US8337419B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-12-25 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| ATE494837T1 (de) | 2001-06-12 | 2011-01-15 | Pelikan Technologies Inc | Integriertes system zur blutprobenanalyse mit mehrfach verwendbarem probennahmemodul |
| US9226699B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-01-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface |
| WO2002100254A2 (en) | 2001-06-12 | 2002-12-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge |
| DE60234597D1 (de) | 2001-06-12 | 2010-01-14 | Pelikan Technologies Inc | Gerät und verfahren zur entnahme von blutproben |
| US20030032874A1 (en) * | 2001-07-27 | 2003-02-13 | Dexcom, Inc. | Sensor head for use with implantable devices |
| US20030084027A1 (en) * | 2001-10-12 | 2003-05-01 | Neocore Inc. | Control method for an extensible markup language file |
| US7344894B2 (en) | 2001-10-16 | 2008-03-18 | Agilent Technologies, Inc. | Thermal regulation of fluidic samples within a diagnostic cartridge |
| US20030116447A1 (en) * | 2001-11-16 | 2003-06-26 | Surridge Nigel A. | Electrodes, methods, apparatuses comprising micro-electrode arrays |
| US8010174B2 (en) | 2003-08-22 | 2011-08-30 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal artifacts in a glucose sensor data stream |
| US8260393B2 (en) | 2003-07-25 | 2012-09-04 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for replacing signal data artifacts in a glucose sensor data stream |
| US7229458B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7485128B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-03 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7708701B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-04 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device |
| EP1501402A4 (en) | 2002-04-19 | 2008-07-02 | Pelikan Technologies Inc | DEVICE AND METHOD FOR A LANZETTE AT VARIABLE SPEED |
| US7582099B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-09-01 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7374544B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8360992B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-01-29 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8579831B2 (en) | 2002-04-19 | 2013-11-12 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7976476B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-07-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Device and method for variable speed lancet |
| US9795334B2 (en) | 2002-04-19 | 2017-10-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7892185B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US8221334B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-07-17 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7491178B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-02-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7547287B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-06-16 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7909778B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7717863B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-05-18 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7141058B2 (en) | 2002-04-19 | 2006-11-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a body fluid sampling device using illumination |
| US7331931B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-02-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7674232B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-03-09 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7901362B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-03-08 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8784335B2 (en) | 2002-04-19 | 2014-07-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Body fluid sampling device with a capacitive sensor |
| US7232451B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-06-19 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7244265B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-07-17 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9248267B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-02-02 | Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7563232B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-07-21 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7371247B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-05-13 | Pelikan Technologies, Inc | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8267870B2 (en) | 2002-04-19 | 2012-09-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation |
| US7892183B2 (en) | 2002-04-19 | 2011-02-22 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing |
| US7648468B2 (en) | 2002-04-19 | 2010-01-19 | Pelikon Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US9314194B2 (en) | 2002-04-19 | 2016-04-19 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| US7524293B2 (en) | 2002-04-19 | 2009-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7410468B2 (en) | 2002-04-19 | 2008-08-12 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US8702624B2 (en) | 2006-09-29 | 2014-04-22 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Analyte measurement device with a single shot actuator |
| US7291117B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-06 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| US7297122B2 (en) | 2002-04-19 | 2007-11-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for penetrating tissue |
| KR100441152B1 (ko) * | 2002-05-20 | 2004-07-21 | 주식회사 인포피아 | 바이오 센서 |
| US9017544B2 (en) | 2002-10-04 | 2015-04-28 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Determining blood glucose in a small volume sample receiving cavity and in a short time period |
| US7265881B2 (en) * | 2002-12-20 | 2007-09-04 | Hewlett-Packard Development Company, L.P. | Method and apparatus for measuring assembly and alignment errors in sensor assemblies |
| US8574895B2 (en) | 2002-12-30 | 2013-11-05 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels |
| US20040149578A1 (en) * | 2003-01-30 | 2004-08-05 | Chun-Mu Huang | Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof |
| US20070023283A1 (en) * | 2003-01-30 | 2007-02-01 | Chun-Mu Huang | Method for manufacturing electrochemical sensor and structure thereof |
| ATE476137T1 (de) | 2003-05-30 | 2010-08-15 | Pelikan Technologies Inc | Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit |
| DK1633235T3 (da) | 2003-06-06 | 2014-08-18 | Sanofi Aventis Deutschland | Apparat til udtagelse af legemsvæskeprøver og detektering af analyt |
| WO2006001797A1 (en) | 2004-06-14 | 2006-01-05 | Pelikan Technologies, Inc. | Low pain penetrating |
| US7604592B2 (en) | 2003-06-13 | 2009-10-20 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a point of care device |
| US20190357827A1 (en) | 2003-08-01 | 2019-11-28 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US20080119703A1 (en) | 2006-10-04 | 2008-05-22 | Mark Brister | Analyte sensor |
| US20140121989A1 (en) | 2003-08-22 | 2014-05-01 | Dexcom, Inc. | Systems and methods for processing analyte sensor data |
| EP1671096A4 (en) | 2003-09-29 | 2009-09-16 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING IMPROVED SAMPLE CAPTURING DEVICE |
| WO2005037095A1 (en) | 2003-10-14 | 2005-04-28 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for a variable user interface |
| US7655119B2 (en) * | 2003-10-31 | 2010-02-02 | Lifescan Scotland Limited | Meter for use in an improved method of reducing interferences in an electrochemical sensor using two different applied potentials |
| US8287453B2 (en) | 2003-12-05 | 2012-10-16 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| DE602004029092D1 (de) | 2003-12-05 | 2010-10-21 | Dexcom Inc | Kalibrationsmethoden für einen kontinuierlich arbeitenden analytsensor |
| US8423114B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-04-16 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
| US11633133B2 (en) | 2003-12-05 | 2023-04-25 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
| US8364231B2 (en) | 2006-10-04 | 2013-01-29 | Dexcom, Inc. | Analyte sensor |
| US20100185071A1 (en) * | 2003-12-05 | 2010-07-22 | Dexcom, Inc. | Dual electrode system for a continuous analyte sensor |
| EP3263032B1 (en) | 2003-12-09 | 2024-01-24 | Dexcom, Inc. | Signal processing for continuous analyte sensor |
| US7822454B1 (en) | 2005-01-03 | 2010-10-26 | Pelikan Technologies, Inc. | Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration |
| EP1706026B1 (en) | 2003-12-31 | 2017-03-01 | Sanofi-Aventis Deutschland GmbH | Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture |
| KR20060131836A (ko) | 2004-02-06 | 2006-12-20 | 바이엘 헬쓰케어, 엘엘씨 | 바이오센서에 대한 내부 참조물질로서의 산화성 화학종 및이의 사용방법 |
| EP1751546A2 (en) | 2004-05-20 | 2007-02-14 | Albatros Technologies GmbH & Co. KG | Printable hydrogel for biosensors |
| EP1765194A4 (en) | 2004-06-03 | 2010-09-29 | Pelikan Technologies Inc | METHOD AND DEVICE FOR A LIQUID DETECTION DEVICE |
| US9775553B2 (en) | 2004-06-03 | 2017-10-03 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for a fluid sampling device |
| US8652831B2 (en) | 2004-12-30 | 2014-02-18 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Method and apparatus for analyte measurement test time |
| US7547382B2 (en) * | 2005-04-15 | 2009-06-16 | Agamatrix, Inc. | Determination of partial fill in electrochemical strips |
| AR054851A1 (es) | 2005-07-20 | 2007-07-18 | Bayer Healthcare Llc | Amperometria regulada |
| WO2007027691A1 (en) | 2005-08-31 | 2007-03-08 | University Of Virginia Patent Foundation | Improving the accuracy of continuous glucose sensors |
| CN101273266B (zh) | 2005-09-30 | 2012-08-22 | 拜尔健康护理有限责任公司 | 门控伏特安培法 |
| ATE433711T1 (de) * | 2005-12-19 | 2009-07-15 | Hoffmann La Roche | Sandwichsensor zur ermittlung einer analytkonzentration |
| KR100752415B1 (ko) | 2006-02-14 | 2007-08-28 | 대윤계기산업 주식회사 | 전기화학적 바이오센서를 이용한 과일 또는 과일 음료의 당도 측정 시스템 |
| US7653425B2 (en) | 2006-08-09 | 2010-01-26 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing calibration of an analyte sensor in an analyte monitoring system |
| US8224415B2 (en) | 2009-01-29 | 2012-07-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and device for providing offset model based calibration for analyte sensor |
| US9675290B2 (en) | 2012-10-30 | 2017-06-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensitivity calibration of in vivo sensors used to measure analyte concentration |
| US8219173B2 (en) | 2008-09-30 | 2012-07-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Optimizing analyte sensor calibration |
| KR100829400B1 (ko) * | 2006-11-30 | 2008-05-15 | 주식회사 인포피아 | 바이오센서 |
| US8239166B2 (en) | 2007-05-14 | 2012-08-07 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing data processing and control in a medical communication system |
| CA2684144C (en) | 2007-05-18 | 2018-03-27 | Institute For Molecular Medicine, Inc. | Measurement and uses of oxidative status |
| US8709709B2 (en) | 2007-05-18 | 2014-04-29 | Luoxis Diagnostics, Inc. | Measurement and uses of oxidative status |
| CA2694085A1 (en) * | 2007-07-23 | 2009-01-29 | Agamatrix, Inc. | Electrochemical test strip |
| KR101196686B1 (ko) * | 2007-10-31 | 2012-11-07 | 에프. 호프만-라 로슈 아게 | 바이오센서에 대한 전기 패턴 및 그의 제조 방법 |
| WO2009076302A1 (en) | 2007-12-10 | 2009-06-18 | Bayer Healthcare Llc | Control markers for auto-detection of control solution and methods of use |
| US20100327886A1 (en) * | 2008-03-27 | 2010-12-30 | Toshifumi Nakamura | Measurement device, measurement system, and concentration measurement method |
| WO2009126900A1 (en) | 2008-04-11 | 2009-10-15 | Pelikan Technologies, Inc. | Method and apparatus for analyte detecting device |
| US8924159B2 (en) | 2008-05-30 | 2014-12-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing glycemic control |
| JP5405916B2 (ja) * | 2008-06-24 | 2014-02-05 | パナソニック株式会社 | バイオセンサ、その製造方法、及びそれを備える検出システム |
| WO2010052849A1 (ja) | 2008-11-04 | 2010-05-14 | パナソニック株式会社 | 測定装置、インスリン注入装置、測定方法、インスリン注入装置の制御方法及びプログラム |
| US9149220B2 (en) | 2011-04-15 | 2015-10-06 | Dexcom, Inc. | Advanced analyte sensor calibration and error detection |
| US9375169B2 (en) | 2009-01-30 | 2016-06-28 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system |
| WO2011011643A1 (en) | 2009-07-23 | 2011-01-27 | Abbott Diabetes Care Inc. | Continuous analyte measurement systems and systems and methods for implanting them |
| WO2011026147A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte signal processing device and methods |
| WO2011025549A1 (en) | 2009-08-31 | 2011-03-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Medical devices and methods |
| WO2011024487A1 (ja) | 2009-08-31 | 2011-03-03 | パナソニック株式会社 | センサ及び濃度測定方法 |
| US8965476B2 (en) | 2010-04-16 | 2015-02-24 | Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh | Tissue penetration device |
| CN104880503B (zh) | 2011-02-28 | 2019-04-19 | 艾图生物科学股份有限公司 | 用于测量氧化还原电位的装置、测试条、方法和系统 |
| KR101355127B1 (ko) * | 2011-09-30 | 2014-01-29 | 주식회사 아이센스 | 전기화학적 바이오센서용 산화환원반응 시약조성물 및 이를 포함하는 바이오센서 |
| US9217723B2 (en) | 2012-03-02 | 2015-12-22 | Cilag Gmbh International | Co-facial analytical test strip with stacked unidirectional contact pads |
| EA201491808A1 (ru) | 2012-04-19 | 2015-03-31 | Луоксис Дайэгностикс, Инк. | Многослойный гель |
| FI3777664T3 (fi) | 2012-04-24 | 2025-04-15 | Abbott Diabetes Care Inc | Menetelmiä viiveen kompensoimiseksi analyyttimittauksia varten sekä niihin liittyviä laitteita |
| GB2505694B (en) * | 2012-09-07 | 2017-03-22 | Lifescan Scotland Ltd | Electrochemical-based analytical test strip with bare interferent electrodes |
| WO2014052136A1 (en) | 2012-09-26 | 2014-04-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for improving lag correction during in vivo measurement of analyte concentration with analyte concentration variability and range data |
| US9410913B2 (en) | 2012-10-23 | 2016-08-09 | Aytu Bioscience, Inc. | Methods and systems for measuring and using the oxidation-reduction potential of a biological sample |
| US10168313B2 (en) | 2013-03-15 | 2019-01-01 | Agamatrix, Inc. | Analyte detection meter and associated method of use |
| JP6404681B2 (ja) * | 2013-11-08 | 2018-10-10 | アークレイ株式会社 | 測定装置、及び測定方法 |
| US20150176049A1 (en) | 2013-12-23 | 2015-06-25 | Cilag Gmbh International | Determining usability of analytical test strip |
| EP3618712A1 (en) | 2017-05-03 | 2020-03-11 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices, and methods with duration-based adjustment of sensor data |
| DK3668400T3 (da) | 2017-08-18 | 2023-09-18 | Abbott Diabetes Care Inc | Fremgangsmåde til individualiseret kalibrering af analytsensorer |
| EP4070730A1 (en) | 2018-06-07 | 2022-10-12 | Abbott Diabetes Care, Inc. | Focused sterilization and sterilized sub-assemblies for analyte monitoring systems |
| WO2023023737A1 (en) * | 2021-08-23 | 2023-03-02 | Universal Biosensors Pty Ltd | Electrochemical sensors |
Family Cites Families (23)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS5912135B2 (ja) * | 1977-09-28 | 1984-03-21 | 松下電器産業株式会社 | 酵素電極 |
| DE3687646T3 (de) * | 1985-06-21 | 2001-05-31 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor und dessen herstellung. |
| US5540828A (en) * | 1987-06-08 | 1996-07-30 | Yacynych; Alexander | Method for making electrochemical sensors and biosensors having a polymer modified surface |
| JPH02310457A (ja) | 1989-05-26 | 1990-12-26 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| US5055393A (en) * | 1989-06-13 | 1991-10-08 | Salk Institute Biotechnology/Industrial Associates, Inc. | Prenatal sex determination of bovine cells using male-specific oligonucleotides |
| JP3118015B2 (ja) * | 1991-05-17 | 2000-12-18 | アークレイ株式会社 | バイオセンサーおよびそれを用いた分離定量方法 |
| JP2960265B2 (ja) | 1991-10-18 | 1999-10-06 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサおよびそれを用いた測定方法 |
| 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 |
| JPH05240828A (ja) * | 1992-03-02 | 1993-09-21 | Oji Paper Co Ltd | 電極及びそれを用いた測定方法 |
| JP3024394B2 (ja) | 1992-09-30 | 2000-03-21 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサおよびそれを用いた測定方法 |
| JP3102613B2 (ja) * | 1993-09-16 | 2000-10-23 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JP3027306B2 (ja) * | 1994-06-02 | 2000-04-04 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサおよびその製造方法 |
| US5494562A (en) * | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
| JP3102627B2 (ja) | 1995-03-17 | 2000-10-23 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ、それを用いた定量法および定量装置 |
| 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 |
| US5695947A (en) * | 1995-06-06 | 1997-12-09 | Biomedix, Inc. | Amperometric cholesterol biosensor |
| JPH09101280A (ja) | 1995-10-05 | 1997-04-15 | Casio Comput Co Ltd | バイオセンサ |
| US5922188A (en) * | 1996-03-12 | 1999-07-13 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor and method for quantitating biochemical substrate using the same |
| JP3460183B2 (ja) * | 1996-12-24 | 2003-10-27 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| US6059946A (en) * | 1997-04-14 | 2000-05-09 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US5906921A (en) * | 1997-09-29 | 1999-05-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor and method for quantitative measurement of a substrate using the same |
| GB2337122B (en) * | 1998-05-08 | 2002-11-13 | Medisense Inc | Test strip |
| JP3433789B2 (ja) * | 1998-06-11 | 2003-08-04 | 松下電器産業株式会社 | 電極プローブおよびそれを具備した体液検査装置 |
-
1998
- 1998-08-26 JP JP23985398A patent/JP3267936B2/ja not_active Expired - Lifetime
-
1999
- 1999-08-17 EP EP99116106A patent/EP0984069B1/en not_active Expired - Lifetime
- 1999-08-17 DE DE69933739T patent/DE69933739T2/de not_active Expired - Lifetime
- 1999-08-19 CN CNB991180550A patent/CN1134659C/zh not_active Expired - Lifetime
- 1999-08-20 US US09/379,128 patent/US6212417B1/en not_active Expired - Lifetime
Cited By (54)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US8673127B2 (en) | 2000-03-29 | 2014-03-18 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| US6911131B2 (en) | 2000-03-29 | 2005-06-28 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP2001343350A (ja) * | 2000-03-29 | 2001-12-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| US7648617B2 (en) | 2000-03-29 | 2010-01-19 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| WO2001073419A1 (en) * | 2000-03-29 | 2001-10-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| WO2002086483A1 (en) * | 2001-04-16 | 2002-10-31 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US8475638B2 (en) | 2001-04-16 | 2013-07-02 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| US7022218B2 (en) * | 2001-05-29 | 2006-04-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor with interdigitated electrodes |
| KR100426638B1 (ko) * | 2001-07-07 | 2004-04-08 | 주식회사 인포피아 | 혈당 측정용 센서 및 그 센서를 이용한 혈당 측정방법 |
| JP2010032552A (ja) * | 2002-02-01 | 2010-02-12 | Abbott Lab | 液体サンプルの分析のための電気化学式バイオセンサストリップ |
| US7824881B2 (en) | 2002-06-17 | 2010-11-02 | Arkray, Inc. | Glucose level measuring method and glucose sensor utilizing glucose dehydrogenase |
| US7341846B2 (en) | 2002-06-17 | 2008-03-11 | Arkray, Inc. | Method of measuring glucose concentration and glucose sensor with the use of glucose dehydrogenase |
| JP4839219B2 (ja) * | 2003-10-24 | 2011-12-21 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | 酵素的電気化学的バイオセンサ |
| US10982251B2 (en) | 2003-10-24 | 2021-04-20 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Method of making an electrochemical sensor strip |
| US10457971B2 (en) | 2003-10-24 | 2019-10-29 | Ascensia Diabetes Care Holdings Ag | Method of making an electrochemical sensor strip |
| JP2007509355A (ja) * | 2003-10-24 | 2007-04-12 | バイエル・ヘルスケア・エルエルシー | 酵素的電気化学的バイオセンサ |
| JP2007524846A (ja) * | 2003-10-31 | 2007-08-30 | ライフスキャン・スコットランド・リミテッド | 電気化学検査ストリップにおける直接的な干渉電流の影響を軽減する方法 |
| JP2011047963A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-03-10 | Panasonic Corp | 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 |
| JPWO2005054839A1 (ja) * | 2003-12-04 | 2007-06-28 | 松下電器産業株式会社 | 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 |
| JP2011047962A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-03-10 | Panasonic Corp | 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 |
| JP2011047964A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-03-10 | Panasonic Corp | 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 |
| JP4717636B2 (ja) * | 2003-12-04 | 2011-07-06 | パナソニック株式会社 | 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 |
| JP2011141302A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-07-21 | Panasonic Corp | 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 |
| JP2011141301A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-07-21 | Panasonic Corp | 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 |
| JP2011141300A (ja) * | 2003-12-04 | 2011-07-21 | Panasonic Corp | 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 |
| US8540864B2 (en) | 2003-12-04 | 2013-09-24 | Panasonic Corporation | Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device |
| US8088271B2 (en) | 2003-12-04 | 2012-01-03 | Panasonic Corporation | Method of measuring hematocrit (Hct), sensor used in the method, and measuring device |
| JPWO2005054840A1 (ja) * | 2003-12-04 | 2007-06-28 | 松下電器産業株式会社 | 血液成分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 |
| US8535497B2 (en) | 2003-12-04 | 2013-09-17 | Panasonic Corporation | Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device |
| US9719956B2 (en) | 2003-12-04 | 2017-08-01 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device |
| US8480869B2 (en) | 2003-12-04 | 2013-07-09 | Panasonic Corporation | Method of measuring hematocrit (Hct), sensor used in the method, and measuring device |
| US9213012B2 (en) | 2003-12-04 | 2015-12-15 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Method of measuring blood component, sensor used in the method, and measuring device |
| US9285335B2 (en) | 2004-04-19 | 2016-03-15 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein |
| US8524055B2 (en) | 2004-04-19 | 2013-09-03 | Panasonic Corporation | Method for measuring blood components and biosensor and measuring instrument for use therein |
| US7368083B2 (en) | 2005-01-28 | 2008-05-06 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Blood processing apparatus and blood introducing method |
| JP2007170912A (ja) * | 2005-12-20 | 2007-07-05 | Toyo Univ | 食品の抗酸化活性測定方法と、食品の抗酸化活性測定システム |
| US8168444B2 (en) | 2007-04-09 | 2012-05-01 | Panasonic Corporation | Substrate having channel portion including chambers, and method of transferring liquid by using the substrate |
| US8414848B2 (en) | 2007-05-10 | 2013-04-09 | Panasonic Corporation | Substrate including channel part having chamber, and multistage liquid feed device comprising the same |
| KR100906023B1 (ko) | 2007-10-23 | 2009-07-06 | 주식회사 헬스피아 | 혈당 측정 시스템 |
| JP2008180723A (ja) * | 2008-02-07 | 2008-08-07 | National Institute Of Advanced Industrial & Technology | グルコース及びアスコルビン酸の測定装置 |
| EP2444500A2 (en) | 2010-10-22 | 2012-04-25 | Arkray, Inc. | Measurement method using oxidase |
| KR20120042668A (ko) | 2010-10-22 | 2012-05-03 | 아크레이 가부시키가이샤 | 옥시다아제를 사용한 측정 방법 |
| US9260736B2 (en) | 2010-10-22 | 2016-02-16 | Arkray, Inc. | Measurement method using oxidase |
| KR101597147B1 (ko) | 2010-10-22 | 2016-02-24 | 아크레이 가부시키가이샤 | 옥시다아제를 사용한 측정 방법 |
| JP2012108111A (ja) * | 2010-10-22 | 2012-06-07 | Arkray Inc | オキシダーゼを用いた測定方法 |
| CN102565160B (zh) * | 2010-10-22 | 2014-09-03 | 爱科来株式会社 | 使用氧化酶的测定方法 |
| US9702844B2 (en) | 2010-10-22 | 2017-07-11 | Arkray, Inc. | Measurement method using oxidase |
| CN102565160A (zh) * | 2010-10-22 | 2012-07-11 | 爱科来株式会社 | 使用氧化酶的测定方法 |
| US8722355B2 (en) | 2010-10-22 | 2014-05-13 | Arkray, Inc. | Measurement method using oxidase |
| JP2017009431A (ja) * | 2015-06-22 | 2017-01-12 | 株式会社村田製作所 | センサ |
| JP2021503597A (ja) * | 2017-11-17 | 2021-02-12 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド | センサーアセンブリおよびその使用方法 |
| JP2022010070A (ja) * | 2017-11-17 | 2022-01-14 | シーメンス・ヘルスケア・ダイアグノスティックス・インコーポレイテッド | センサーアセンブリおよびその使用方法 |
| US12072311B2 (en) | 2017-11-17 | 2024-08-27 | Siemens Healthcare Diagnostics Inc. | Sensor assembly and method of using same |
| JP2023534645A (ja) * | 2020-07-08 | 2023-08-10 | アボット ダイアベティス ケア インコーポレイテッド | 干渉信号を低減するための強化を特徴とする検体センサ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| DE69933739T2 (de) | 2007-09-13 |
| EP0984069A3 (en) | 2001-08-08 |
| US6212417B1 (en) | 2001-04-03 |
| EP0984069B1 (en) | 2006-10-25 |
| DE69933739D1 (de) | 2006-12-07 |
| JP3267936B2 (ja) | 2002-03-25 |
| CN1134659C (zh) | 2004-01-14 |
| CN1246614A (zh) | 2000-03-08 |
| EP0984069A2 (en) | 2000-03-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3267936B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3375040B2 (ja) | 基質の定量法 | |
| US6340428B1 (en) | Device and method for determining the concentration of a substrate | |
| JP4177662B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3297630B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3621084B2 (ja) | バイオセンサ | |
| US7022218B2 (en) | Biosensor with interdigitated electrodes | |
| JP3460183B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3102627B2 (ja) | バイオセンサ、それを用いた定量法および定量装置 | |
| EP0964059A2 (en) | Biosensor | |
| JP2001183330A (ja) | バイオセンサ | |
| EP1482056A2 (en) | Biosensor | |
| JP2001330581A (ja) | 基質濃度定量法 | |
| JP3267933B2 (ja) | 基質の定量法 | |
| JP3487410B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3437016B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量方法 | |
| JP3267907B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量法 | |
| JP2001249103A (ja) | バイオセンサ | |
| JP3245103B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量法 | |
| JP3297623B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPH08338824A (ja) | バイオセンサ、バイオセンサの製造方法および特定化合物の定量法 | |
| JP2005010150A (ja) | バイオセンサ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080111 Year of fee payment: 6 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090111 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090111 Year of fee payment: 7 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100111 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100111 Year of fee payment: 8 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110111 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20110111 Year of fee payment: 9 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20120111 Year of fee payment: 10 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130111 Year of fee payment: 11 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (event date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20130111 Year of fee payment: 11 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| S111 | Request for change of ownership or part of ownership |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313113 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| S533 | Written request for registration of change of name |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R313533 |
|
| R350 | Written notification of registration of transfer |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R350 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |