检测元件及其检测方法、测定装置以及胰岛素供给装置的制造方法

检测元件及其检测方法、测定装置以及胰岛素供给装置的制造方法
【专利摘要】本发明提供了检测元件及其检测方法、测定装置以及胰岛素供给装置。在葡萄糖的检测元件中，抑制漂移现象并以高精度来测定葡萄糖值。关于具备第一电极(311)和第二电极(312)的本发明的检测元件(100)的检测方法，在所述第一电极(311)和所述第二电极(312)设有包含酵素的检测层，其包括：第一步骤，在所述第一电极(311)的检测层中，将由葡萄糖所产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极(311)与所述第二电极(312)之间的电流值而进行测定；以及第二步骤，在所述第二电极(312)的检测层中，将由葡萄糖所产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极(311)与所述第二电极(312)之间的电流值而进行测定。
【专利说明】
检测元件及其检测方法、测定装置以及胰岛素供给装置
技术领域
[0001]本发明涉及检测元件的检测方法、检测元件、测定装置以及胰岛素供给装置。
【背景技术】
[0002]糖尿病患者根据其症状而被划分为I型和II型，基于此，来自胰脏的胰岛素分泌均不正常，由此，体内脏器无法正常地获取葡萄糖(glucose)，从而发生代谢异常，体重也减少。进而，已知有若长时间保持血糖值较高的状态，则会导致“糖尿病视网膜病变”、“糖尿病肾病”、“糖尿病性細小血管病变”，“糖尿病性神经病变”等重大的并发症发病。以防止这样的重大的并发症的发病为目的，现状为采取如下治疗方法:通过注射而对持续高血糖状态的患者给予胰岛素，从而使血糖值维持在正常的范围内。
[0003]在此，由于I型糖尿病的患者因胰脏疾病而导致胰岛素的分泌几乎为零，因此进行基于一日数次(最低限饮食之前和就寝前这4次)的採血的血糖值测定，并必须进行胰岛素给药。作为给药的时机(timing)，为了抑制餐后血糖值的过度上升而测定餐前的血糖值，在计算了就餐量的热量的基础上决定胰岛素的给药量，并预先在餐前进行注射给药。另外，在作为血糖值的上升而被公知的被称作“黎明现象(dawn phenomenon)”的症状中，在就寝8?10小时后的黎明，血糖值上升。然而，为了应对该生理现象，在佛晓前起来一次并进行基于採血的血糖值测定，若为高血糖，则必须给予胰岛素。这样，通常的健康正常人是在无需对血糖值进行任何关注的情况下进行日常生活的，但是糖尿病患者(特别是I型糖尿病患者)不得不在一天中一边关注血糖值一边生活。
[0004]为了减少这样的患者以及照顾患者的家属的生活上的负担，即提高患者以及患者的家属的QOL(生活质量)，现状为谋求人工胰脏、或与此相当的装置的开发。因此，首先需要连续并且自动地测定管理血糖值。
[0005]例如，提出有以通过将血糖值传感器植入体内(皮下组织)而长期地监视患者的细胞间液中的葡萄糖浓度为目的的装置、即所谓的连续式葡萄糖监视器(CGM)装置(例如，参照专利文献1、2)。在这些专利文献1、2中所使用的葡萄糖的定量技术中应用有酵素反应。
[0006]使用了该酵素反应的葡萄糖定量测定的基本原理为，在酵素(例如，葡萄糖氧化酶)的存在下，若在酵素附近存在有葡萄糖和氧，则生成有葡糖酸和过氧化氢。由于能够通过测定对该生成的过氧化氢进行电解而产生的电流量来将过氧化氢的量定量化，因此能够基于此来计算葡萄糖的量。
[0007]通过使用这样的酵素反应，能够通过植入体内的传感器来连续地监视血糖值。然而，实际情况为，在现有的连续式葡萄糖监视器(CGM)中，因漂移现象过大而导致有如下问题，即，能够判断血糖值相对于测定开始时的血糖值而言随时间变化而上升或下降的变动，但是无法随时间变化而以优异的精度来测定血糖值的大小。因此，无法将现有的连续式葡萄糖监视器(CGM)用作胰岛素给药时的判断装置。
[0008]【现有技术文献】
[0009]【专利文献】
[0010]专利文献1:日本特表2006-502810号公报
[0011]专利文献2:日本特表2014-504521号公报

【发明内容】

[0012]本发明的目的之一为提供能够在连续式葡萄糖监视器(CGM)中抑制漂移现象的产生、并随时间变化而以优异的精度来测定血糖值的大小的检测元件的检测方法、能够进行该检测元件的检测方法而获得的检测元件、以及具备该检测元件的测定装置以及胰岛素供给装置。
[0013]这样的目的能够通过下述的本发明来实现。
[0014]本发明的检测元件的检测方法的特征在于，所述检测元件具备第一电极和第二电极，在所述第一电极和所述第二电极中设有包含酵素的检测层，所述检测元件的检测方法包括:第一步骤，在所述第一电极的检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定；以及第二步骤，在所述第二电极的检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定。
[0015]由此，在葡萄糖的检测元件中，能够抑制漂移现象，能够以高精度来测定葡萄糖值。
[0016]在本发明的检测元件的检测方法中，优选从皮下组织以及皮内的细胞间液向所述检测层浸透的物质中含有所述葡萄糖。
[0017]由此，能够长期且连续地进行细胞间液中的葡萄糖的检测。
[0018]在本发明的检测元件的检测方法中，优选基于所述电流值来检测在所述细胞间液中含有的葡萄糖值。
[0019]由此，能够以高精度来计算在细胞间液中含有的葡萄糖值。
[0020]在本发明的检测元件的检测方法中，优选所述酵素是将所述葡萄糖、氧以及水分解为葡糖酸和所述过氧化氢的葡萄糖氧化酶。
[0021]采用葡萄糖氧化酶，能够在O2以及H2O的存在下由葡萄糖产生过氧化氢。
[0022]在本发明的检测元件的检测方法中，优选分别在所述第一电极和所述第二电极设有检测层。
[0023]由此，所述第一电极和所述第二电极分别具有工作电极的功能和对电极的功能。
[0024]在本发明的检测元件的检测方法中，优选所述第一电极和所述第二电极的检测层的面积为大致相同的大小。
[0025]由此，所述第一电极和所述第二电极能够分别具有工作电极和功能和对电极的功會K。
[0026]在本发明的检测元件的检测方法中，优选所述检测元件具备第三电极，所述第三电极通过向其与所述第一电极之间施加大致恒定的电压而使过氧化氢分解。
[0027]由此，能够促进过氧化氢的分解。
[0028]在本发明的检测元件的检测方法中，优选通过使所述第一电极和所述第二电极电反转的反转开关，进行所述第一步骤和所述第二步骤的切换。
[0029]由此，能够可靠地进行所述第一状态与所述第二状态的切换。
[0030]在本发明的检测元件的检测方法中，优选隔开恒定时间多次测定所述电流值，并针对每次所述电流值的测定来进行所述第一步骤与所述第二步骤的切换。
[0031 ]由此，能够抑制漂移现象的产生，能够高精度地测定细胞间液中的葡萄糖值。
[0032]在本发明的检测元件的检测方法中，优选隔开恒定时间多次测定所述电流值，将所述多次设为恒定的次数。
[0033]由此，能够抑制漂移现象的产生，能够高精度地测定细胞间液中的葡萄糖值。
[0034]本发明的检测元件的特征在于，具备:基板;第一电极和第二电极，设置于所述基板;检测层，包含设于所述第一电极和所述第二电极的酵素；以及反转开关，使所述第一电极和所述第二电极电反转，在所述检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定。
[0035]由此，在葡萄糖的检测元件中能够抑制漂移现象并以高精度来测定葡萄糖值。
[0036]优选的是，本发明的测定装置具备:本发明的检测元件;运算部，根据所述检测元件测定到的电流值来对葡萄糖值进行运算；以及显示部，显示所述葡萄糖值。
[0037]该测定装置的可靠性优异。
[0038]本发明的胰岛素供给装置的特征在于，具备:本发明的检测元件;运算部，根据所述检测元件测定到的电流值来对葡萄糖值进行运算；以及供给部，其基于所述葡萄糖值向皮下组织以及皮内供给胰岛素。
[0039]该胰岛素供给装置的可靠性优异。
【附图说明】
[0040]图1的(a)、图1的(b)是示意性地表示将本发明的检测元件安装于测定装置的状态的立体图。
[0041]图2是表示将本发明的检测元件安装于皮肤的状态的侧视图。
[0042]图3是放大表示本发明的检测元件所具备的套管的纵剖视图。
[0043]图4是表示本发明的检测元件所具备的检测部的俯视图。
[0044]图5是表示本发明的检测元件所具备的检测部的纵剖视图。
[0045]图6是表示本发明的检测元件的结构例的纵剖视图。
[0046]图7是表示本发明的检测元件的结构例的纵剖视图。
[0047]图8是示意性地表示本发明的电路的结构的图。
[0048]图9是表示对电极以及工作电极中的、葡萄糖值的测定之后的、pH值以及O2量的变动的图。
[0049]图10是表示通过本发明的检测元件所具备的检测部以隔开恒定时间T的间隔的方式反复地进行葡萄糖值的测定时的、过氧化氢量与时间之间的关系的图表。
[0050]图11是表示通过本发明的检测元件以隔开恒定时间T的间隔的方式反复地进行葡萄糖值的测定的方法的流程图。
[0051]图12是示意性地表示将本发明的检测元件安装于胰岛素供给装置的状态的立体图。
[0052]图13是表示通过实施例而制成的检测元件的纵剖视图。
[0053]图14是表示由实施例1以及比较例I的检测元件所测定的电流值与时间之间的关系的图表。
[0054]符号说明
[0055]100、检测元件；101、测定装置；110、主体部；111、套管；112、贯通孔；113、窗部；114、中空部；120、装卸部；121、针部；122、把持部；131、连接器；132、配线；151、监视器；155、显示部；171、胰岛素供给装置；172、针部；175、供给部;200、处理电路;210、运算部;300、检测部；301、基板；311、第一电极；312、第二电极；313、参照电极；314、配线；315、电极层；315a、配线层;315b、电极层;321、检测层;321a、检测层;322、调节层;331、隔壁层;341、开口层;400、电路;401、反转开关;402、反转开关控制单元;403、放大器;404、放大器;501、表皮；502、皮下组织；503、血管。
【具体实施方式】
[0056]以下，基于附图所示的实施方式，详细地说明本发明的检测元件的检测方法、检测元件、测定装置以及胰岛素供给装置。
[0057]<测定装置>
[0058]首先，在说明本发明的检测元件的检测方法之前，说明本发明的检测元件所具备的测定装置。
[0059]图1的(a)、图1的(b)是示意性地表示将本发明的检测元件安装于测定装置的立体图，图2是表示将本发明的检测元件安装于皮肤的状态的侧视图，图3是放大表示图2所示的检测元件所具备的套管的纵剖视图，图4是表示图2所示的检测元件所具备的检测部的俯视图，图5是表示图2所示的检测元件所具备的检测部的纵剖视图，图6是表示图2所示的检测元件的其他结构例的纵剖视图，图7是表示图2所示的检测元件所具备的检测部的其他结构例的纵剖视图，图8是示意性地表示控制图2所示的检测元件的电路的结构的图，图9是表示对电极以及工作电极中的、葡萄糖值的测定之后的、PH值以及02量的变动的图，图10是表示通过图2所示的检测元件所具备的检测部以隔开恒定时间T的间隔的方式反复地进行葡萄糖值的测定时的、氧化氢量与时间之间的关系的图表，图11是表示通过图2所示的检测元件所具备的检测部以隔开恒定时间T的间隔的方式反复地进行葡萄糖值的测定的方法的流程图。此外，在以下的说明中，将图2、图3、图5?图7中的上侧称作“上”，将下侧称作“下”。另夕卜，将图4中的纸面近前侧称作“上”，将纸面后侧称作“下”。
[0060]图1的(a)、图1的(b)所示的测定装置101连接检测元件100而进行使用，测定装置101具有:检测元件100;运算部210，具备对由检测元件100所获得的电流值进行运算的处理电路200;显示部155，具备显示由运算部210运算出的测定值的监视器151;连接器131，将检测元件100安装(连接)于显示部155;以及配线132，连接处理电路200和连接器131。
[0061]如图1的(a)、图1的(b)?图4所示，检测元件100具有:主体部110，具备插入皮下组织502的套管111;以及装卸部120，能够相对于主体部110装卸，且在前端侧具备针部121。
[0062]装卸部120具有位于基端侧的把持部122和位于前端侧的针部121，通过使针部121插入主体部110所具备贯通孔112而被安装于主体部110(参照图1的(a))，进而通过在把持住把持部122的状态下拔出针部121而能够脱离(参照图1的(b))。
[0063]对于针部(插入针)121而言，其前端锐利，整体形状形成为半圆筒状。在将装卸部120安装于主体部110时，通过贯通贯通孔112并从主体部110的下表面突出而如图3所示地包围套管111的侧面的一部分，由此，构成为与套管111嵌合。由此，在将主体部110安装于表皮501时，针部121刺入表皮501，此时，被针部121包围的套管111也与针部121—起刺入表皮501，从而插入皮下组织502。然后，在将针部121与套管111 一起朝向该皮下组织502插入之后，把持住把持部122而使装卸部120从主体部110脱离，从而能够在使套管111插入(残存)皮下组织502的状态下将针部121从皮下组织502去除(拔出)。这样，装卸部120(针部121)被用作引导构件，其在将主体部110安装于表皮501时用于将从主体部110突出的套管111经由皮肤向皮下组织502配置。
[0064]对于主体部110而言，其整体形状形成为穹顶状，具备从其下表面突出的套管111。该主体部110在下表面具备粘结层，通过使该下表面与表皮501接触而被安装(固定)。此时，套管111通过上述针部121的引导而被配置于皮下组织502。
[0065]对于套管111而言，整体形状形成为圆筒状，具有由从其基端连通至前端的连通孔(贯通孔)构成的中空部114和使该中空部114向套管111的外侧开放的窗部113。
[0066]另外，在中空部114设有主体部110所具备的检测部300。从血管503向皮下组织502移动而含有的细胞间液经由窗部113而与该检测部300接触。因此，通过检测部300来检测细胞间液中的葡萄糖。然后，通过将主体部110安装于表皮501而能够长期将套管111配置于皮下组织502，因此能够连续地进行该细胞间液中的葡萄糖的检测。即，主体部110(检测元件100)被用于连续地观察细胞间液中的葡萄糖值的CGMS(continuous glucose monitoringsystem，动态血糖监测系统)。
[0067]在此，使用以下这样的原理来进行基于检测部300的葡萄糖的检测。
[0068]S卩，在酵素(例如，葡萄糖氧化酶)的存在下，若在酵素附近存在有葡萄糖与氧，则通过酵素反应而如下述公式(I)那样生成有葡糖酸和过氧化氢。然后，通过对该生成的过氧化氢施加电压(例如0.6V)而进行电解，能够通过测定产生的电流量来将过氧化氢的量定量化。因此，能够基于该定量化的过氧化氢的量来计算葡萄糖的量。
[0069]此外，在过氧化氢的电解时，在工作电极(阳极)侧，如下述公式(2)那样，通过过氧化氢的电解而生成有质子、氧以及电子，在对电极(阴极)侧，如下述公式(3)那样，通过使从工作电极供给的电子与存在于电极附近的氧以及水发生反应而生成有氢氧离子。
[0070]酵素反应:葡萄糖+02+H20—葡糖酸+H2Or..(I)
[0071]工作电极:H202—02+2H++2e—...(2)
[0072]对电极:02+H20+4e——40H—…(3)
[0073]以下，详述使用该原理来检测葡萄糖的检测部300。如图4以及图5所示，检测部300具有基板301、电极层315、检测层321。
[0074]基板(基底基板)301支承构成检测部300的各部分(在本实施方式中为电极层315以及检测层321)。
[0075]作为基板301的构成材料，只要是不与大气、水以及体液、血液、细胞间液发生化学反应的稳定的材料，则并无特殊限定，能够使用各种材料。具体地说，列举有玻璃、SUS这样的无机材料、非晶态聚芳酯(PAR: Po Iyarylate )、聚砜(PSF: Polysulfone )、聚醚砜(PES:Polyethersulfone)、聚苯硫酿(PPS:Polyphenylene sulfide)、聚酿酿酮(PEEK:Polyetherether ketone/别称:芳香族聚醚酮)、聚酰亚胺(PI: Polyimide )、聚醚酰亚胺(PEI:Polyetherimide)、氟树脂(Fluorocarbon polymer)、尼龙、包含酰胺的聚酰胺(PA)、聚对苯二甲酸乙二酯(PET)这样的聚酯等树脂材料等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上来进行使用。
[0076]电极层315检测通过对由后述的检测层321生成的过氧化氢进行电解而产生的电子，并将该被检测出的电子作为电流量而进行测定。
[0077]该电极层315形成于基板301上，且具有第一电极311、第二电极312、参照电极(第三电极)313以及配线314。
[0078]各电极311、312、313分别独立，并经由配线314、配线132以及连接器131与处理电路200电连接。由此，由各电极311、312 (电极层315)测定出的电流值经由主体部110所具备的电路400以及配线314向处理电路200传递，通过具备处理电路200的运算部210的分析而将细胞间液中的葡萄糖值作为测定值来进行计算。然后，将该测定值(葡萄糖值)显示于监视器151，并向安装者连续地通知葡萄糖值。
[0079]此外，在本发明中，这些第一电极311和第二电极312构成为能够以如下方式进行切换，即，当将第一电极311作为工作电极时，第二电极312形成为对电极，当将第一电极311作为对电极时，第二电极312形成为工作电极，之后说明其详细内容。
[0080]另外，作为各电极311、312以及313的构成材料，只要能够用作酵素电极，则并无特殊限定，例如，分别列举有金、银、白金或包含这些的合金这样的金属材料、ITO(氧化铟锡)这样的金属氧化物系材料、碳(石墨)这样的碳类材料等。
[0081]此外，对于各电极311、312、313的成膜，在由白金、金或这些的合金来构成各电极311、312、313的情况下，能够通过溅射法、镀覆法、真空加热蒸镀法来成膜。另外，在由碳石墨来构成各电极311、312、313的情况下，能够通过碳石墨混入到溶入于适当的溶剂中的粘合剂并进行涂敷来实现的。
[0082]检测层321层叠于电极层315上而形成，即覆盖第一电极311、第二电极312以及参照电极313而形成，通过酵素反应而由从与检测层321的上表面接触的细胞间液浸透的葡萄糖生成过氧化氢，并将该过氧化氢向所述电极层315供给。
[0083]该检测层321是包含酵素而构成的层，如上所述，由于检测元件100是检测细胞间液中的葡萄糖的装置，因此作为该酵素，优选使用葡萄糖氧化酶(G0D)。采用葡萄糖氧化酶，能够使所述公式(I)所表示的酵素反应以优异的活性度进行，因此能够在O2以及H2O的存在下可靠地使葡萄糖生成过氧化氢。
[0084]另外，在检测层321中，以在检测层321中保持酵素为目的而含有树脂材料。
[0085]作为树脂材料，并无特殊限定，例如，优选使用甲基纤维素(MC)、乙酰纤维素(醋酸纤维素)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)以及聚乙烯醇-聚乙酸乙烯酯共聚物(PVA-PVAc)等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上来进行使用。通过使用这些树脂材料，能够可靠地抑制酵素的活性度的降低。
[0086]进而，在检测层321中，除了结合剂或固化剂以外，也可以含有白蛋白、磷酸缓冲材料等。
[0087]对于结合剂或固化剂，列举有在分子内具有两个以上的醛、异氰酸酯等官能基的材料。通过在检测层321中包含这样的结合剂或固化剂，检测层321能够以优异的保持率在检测层321中保持酵素。
[0088]作为该结合剂、固化剂，具体地说，例如，列举有戊二醛、甲苯二异氰酸酯、异佛尔酮二异氰酸酯等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上来进行使用。另外，作为应用了UV固化性的结合剂、固化剂，例如，列举有聚(乙烯醇)-苯乙烯吡啶化合物(PVA-SbQ)等。
[0089]此外，包含这样的结合剂或固化剂的检测层321能够通过使混合结合剂或固化剂、在末端具有能够与该结合剂或固化剂所具备的官能基相结合的官能基、具体地说为羟基、氨基、环氧基等的树脂材料以及酵素而成的树脂组成物固化而获得。
[0090]另外，作为白蛋白，列举有人白蛋白、牛白蛋白等，通过含有白蛋白，能够实现酵素的保护、稳定化。
[0091]进而，通过含有磷酸缓冲材料等，能够抑制基于酵素反应的pH变动。
[0092]此外，检测层321除了如上述那样的由一层构成的结构以外，也可以由双层以上的多层构成。
[0093]作为这样的由双层以上的多层构成的检测层321，列举有具备层叠于该检测层的上侧或下侧的、(透过)调节层、噪声去除层、(酵素)保护层中的至少一种的结构。
[0094](透过)调节层层叠于(葡萄糖)检测层的上侧，通过该调节层，发挥在抑制或防止检测层与测定对象(细胞间液、甚至血液)接触的同时使氧和葡萄糖透过的功能，进而具有控制氧与葡萄糖的透过率的功能。
[0095]另外，优选具有该功能的(透过)调节层能够使氧比葡萄糖透过得更多。由此，在使用了上述公式(I)?(3)的葡萄糖的检测中，能够可靠地抑制或防止因氧不足而导致葡萄糖的测定值表面上降低的情况。即，能够实现葡萄糖测定值的检测精度的提高。
[0096]作为该(透过)调节层，并无特殊限定，例如，列举有单独或混合使用异氰酸酯化合物等交联剂、具备端羟基的聚合物、即聚乙二醇(PEG)、丙烯酸4-羟基丁酯等而成的材料，生成氨基甲酸酯键而构建交联构造。
[0097]另外，优选使用通过使用异氰酸酯和氨基而形成尿素树脂的、由氨基丙基聚硅氧烷等构成的材料，更加优选使用由硅氧烷树脂构成的材料，特别优选使用由聚二甲基硅氧烷构成的材料。
[0098]噪声去除层层叠于(葡萄糖)检测层的下侧，具有包含于细胞间液中的可能性，醋氨酚、抗坏血酸以及尿酸等的化合物具有阻止因透过检测层321而到达电极层315所导致的、葡萄糖测定值的检测灵敏度的降低的功能。
[0099]作为该噪声去除层的构成材料，只要是能够发挥所述功能的材料，则并无特殊限定，例如，列举有甲基纤维素(MC)、乙酰纤维素(醋酸纤维素)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)、聚乙烯醇-聚乙酸乙烯酯共聚物(PVA-PVAc)、甲基丙烯酸羟乙基以及聚(2-甲基丙烯酸羟乙酯)(HEMA)等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上来进行使用。
[0100]此外，为了使噪声去除层不溶化，也可以以将异氰酸酯用作官能基的方式将异氰酸酯系化合物添加到噪声去除层中，也可以以应用UV固化性的方式将聚(乙烯醇)-苯乙烯吡啶化合物(PVA-SbQ)等添加到噪声去除层中。
[0101]进而，也可以在噪声去除层含有白蛋白。由此，能够保护位于噪声去除层上的(葡萄糖)检测层的下部边界面(下表面)。
[0102]保护层是层叠于(葡萄糖)检测层上的层。此外，在检测层321具备(透过)调节层的情况下，该保护层位于(葡萄糖)检测层与(透过)调节层之间。
[0103]该保护层具有保护位于保护层下的(葡萄糖)检测层的上部界面(上表面)的功能。
[0104]作为该保护层的构成材料，只要是能够发挥所述功能的材料，则并无特殊限定，例如，列举有甲基纤维素(MC)、乙酰纤维素(醋酸纤维素)、聚乙烯吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)、聚乙烯醇-聚乙酸乙烯酯共聚物(PVA-PVAc)等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上并进行使用。
[0105]进而，也可以在保护层中含有结合剂或固化剂、白蛋白等。
[0106]对于结合剂或固化剂，列举有在分子内具有两个以上的醛、异氰酸酯等官能基的材料。
[0107]作为该结合剂、固化剂，具体地说，例如，列举有戊二醛、甲苯二异氰酸酯、异佛尔酮二异氰酸酯等，并能够组合这些材料中的一种或两种以上并进行使用。另外，作为应用了UV固化性的结合剂、固化剂，列举有例如，聚(乙烯醇)_苯乙烯吡啶化合物(PVA-SbQ)等。
[0108]此外，包含这样的结合剂或固化剂的保护层能够通过使混合结合剂或固化剂、在末端具有能够与该结合剂或固化剂所具备的官能基相结合的官能基、具体地说为羟基、氨基、环氧基等的树脂材料而成的树脂组成物固化而获得。
[0109]另外，作为白蛋白，列举有人白蛋白、牛白蛋白等，通过含有白蛋白，能够实现(葡萄糖)检测层的上部界面(上表面)的、酵素的保护、稳定化。
[0110]此外，如图5所示，说明了检测部300具有基板301、电极层315、检测层321这三层结构的情况，但是并不限定于该结构，例如，也可以如图6那样，形成为还具有隔壁层331的四层结构，也可以如图7那样，形成为还具有隔壁层331以及开口层341的五层结构。以下，详述这些结构。
[0111]形成为图6所示的四层结构的检测部300除了基板301、电极层315以及检测层321以外，还具有隔壁层331。
[0112]该隔壁层331层叠于电极层315上，S卩，插接于电极层315与检测层321之间，形成在与电极层315所具备的第一电极311、第二电极312以及参照电极313对应的位置具备开口部的隔壁。通过该隔壁层331，在检测部300的厚度方向上划分出与各电极311、312、313对应的区域。即，相对于各电极311、312、313而言，从检测层321供给由葡萄糖的酵素反应所生成的过氧化氢的区域被严格地划分。其结果是，实现信号噪声的减少以及相邻的各电极311、312、313彼此之间的基于上述公式(2)、上述公式(3)的反应的影响的减少。
[0113]另外，对于隔壁层331，除了作为隔壁的功能以外，也能够发挥作为边缘罩和/或围堰的功能。
[0114]通过使隔壁层331发挥作为边缘罩的功能，能够抑制或防止来自各电极311、312、313的端部的侵蚀。
[0115]进而，通过使隔壁层331发挥作为围堰的功能，在使用液相成膜法来进行检测层321的成膜的情况下，在向隔壁层331的开口部供给用于对检测层321进行成膜的液状材料时，能够容易地规定该液状材料的液体积存的尺寸。
[0116]对于这样的隔壁层331，其高度、厚度以及构成材料能够与所述目的相对应地适当地选择。
[0117]另外，作为隔壁层331的形成方法，并无特殊限定，例如，列举有使用了包含聚酰亚胺树脂、丙烯酸树脂等负型或正型的感光性材料的光刻法、使用了干膜的光致抗蚀剂法等。
[0118]形成为图7所示的五层结构的检测部300除了基板301、电极层315以及检测层321以外，还具有隔壁层331以及开口层341。
[0119]该隔壁层331形成为与在成为图6所示的四层结构的检测部300中说明的隔壁层331相同的结构，并发挥相同的功能。
[0120]另外，开口层341层叠于检测层321上，形成在与电极层315所具备的第一电极311、第二电极312以及参照电极313对应的位置具备开口部的隔壁。通过该开口层341，与隔壁层331相同，在检测部300的厚度方向上严格地划分出与各电极311、312、313对应的区域。由此，能够将从细胞间液向检测层321内部浸透的葡萄糖仅限定为位于开口层341的开口部的处的葡萄糖、即从检测层321的厚度方向(上方向)供给的葡萄糖，从而能够可靠地抑制或防止葡萄糖从倾斜方向浸透。因此，能够更加精确地检测葡萄糖量。
[0121]作为这样的开口层341的形成方法，并无特殊限定，例如，在由钛构成开口层341的情况下，列举有使用掩模溅射法来进行钛成膜的方法。另外，在由萘醌叠氮聚合物(naphthoquinoneazide polymer)(聚磺酸酯)这样的树脂材料构成开口层341的情况下，列举有使用了包含该树脂材料的负型的感光性材料的光刻法。
[0122]此外，检测部300除了图4?图6所示的结构以外，还可以是将电极层315设为包含第一电极311、第二电极312以及参照电极(第三电极)313，并将包含与这些各电极311、312、313独立地电连接的配线314的配线层分别设于基板301与电极层315之间。
[0123]另外，在本实施方式中，说明了在检测部300中以检测层321来覆盖电极层315所具备的第一电极311、第二电极312、参照电极313以及配线314的整体的情况，但是并不限定于该结构，也可以在第一电极311以及第二电极312上选择性地形成有检测层321。
[0124]另外，如图8所示，主体部110具有配设于其内部的、控制检测元件100的电路400。
[0125]该电路400具有:反转开关401，其在第一电极311与第二电极312处进行工作电极与对电极间的切换;反转开关控制单元402，其控制反转开关401的工作;放大器403，其用于对参照电极313与工作电极之间施加放大后的恒定电压；以及放大器404，其使在工作电极与对电极之间流动的电流值放大。
[0126]反转开关401经由配线314分别独立地与第一电极311和第二电极312电连接，通过反转开关控制单元402的工作而能够在第一电极311与第二电极312处切换经由放大器403的与参照电极313间的电连接。
[0127]反转开关控制单元402与IC(未图示)电连接，根据预先设定于该IC中的程序等来控制反转开关401的工作。由此，通过反转开关控制单元402来使反转开关401工作，从而能够在第一电极311与第二电极312处切换与参照电极313间的电连接。即，能够切换将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态、和将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态。
[0128]放大器403经由配线314与参照电极313和反转开关401电连接，与反转开关401的切换相对应地对第一电极311和第二电极312中的、作为工作电极发挥功能的电极与参照电极313之间施加放大后的、例如0.6V这样的恒定电压，由此，通过电解过氧化氢来生成电子。
[0129]此外，对于参照电极313，能够省略其形成，此时，以能够对第一电极311与第二电极312之间施加恒定电压的方式电连接放大器403 S卩可。
[0130]另外，放大器404经由配线314与反转开关401电连接，使在第一电极311与第二电极312之间、即工作电极与对电极之间流动的电流值放大，并经由配线132将放大后的电流值向处理电路200传递。
[0131]在此，例如，在不具有反转开关401和反转开关控制单元402的、以往的检测元件中，第一电极311以及第二电极312中的一方为工作电极，另一方为对电极，这些电解无法切换。在这样的以往的检测元件中，如所述【背景技术】所说明的那样，因漂移现象过大而导致如下问题，即，能够判断血糖值相对于测定开始时的血糖值而言随时间变化而上升、或下降的变动，但是无法随时间变化而以优异的精度来测定血糖值的大小。
[0132]推测这样的漂移现象主要是由以下所示的重要因素而产生的。
[0133]S卩，通过使设于套管的检测部长期配置于皮下组织502，在连续地观察细胞间液中的葡萄糖值的CGMS(continuous glucose monitoring system)中，在将套管插入皮下组织502并使其稳定化之后，隔开恒定时间T的间隔反复地进行葡萄糖值的测定。在该恒定时间T的过程中，在细胞间液中含有的葡萄糖从与检测层接触的该细胞间液向检测层浸透。然后，在恒定时间T中浸透的葡萄糖与氧一起通过在检测层中含有的葡萄糖氧化酶的作用而发生反应，从而如上述公式(I)那样生成有葡糖酸和过氧化氢。然后，通过对参照电极与工作电极之间施加恒定电压，在工作电极侧，如上述公式(2)那样，通过在检测层321中生成的过氧化氢的电解而生成有质子、氧以及电子，在对电极侧，如上述公式(3)那样，通过从工作电极供给的电子、存在于电极附近的氧以及水发生反应而生成有氢氧离子。
[0134]然后，通过测定工作电极与对电极之间的电流值，基于该电流值，能够间接地测定细胞间液中的葡萄糖值，但是I)如上所述，在上述公式(I)以及上述公式(3)中，在对电极侧，氧减少(参照图9)。因此，若以维持该状态的方式进行下一次的隔开恒定时间T后的葡萄糖值的测定，则在上述公式(I)的反应时，有可能在检测层321中未存在有充分量的氧。其结果是，未反应的葡萄糖残存，由此，相对于实际的葡萄糖值，生成的过氧化氢浓度变低，因此测定的细胞间液中的葡萄糖值表面上变低。进而，II)如上所述，在上述公式(2)中，在工作电极侧生成有质子，因此对电极附近的PH变低。另外，在上述公式(3)中，在对电极侧生成有氢氧离子，因此工作电极附近的pH升高。即，工作电极附近被酸性化，对电极附近被碱性化(参照图9)。通常，细胞间液的pH为7.4左右，因此在初次的葡萄糖值的测定中，工作电极附近的PH也为7.4左右，当进行隔开恒定时间T的多次葡萄糖值的测定时，工作电极附近的pH减少，考虑变为葡萄糖氧化酶的最适pH的5.8?6.0。其结果是，葡萄糖氧化酶的酵素活性升高，检测层中的过氧化氢量增大，因此细胞间液中的葡萄糖值表面上升高。
[0135]如上所述，推测因主要因素I)、11)而产生有漂移现象，但是如图9所示，在对电极以及工作电极中，分别在重要因素II)中产生有碱性化以及酸性化，在对电极中PH变大，在工作电极中pH变小，因此pH的变化方向形成为反转关系。
[0136]于是，在本发明中，如上所述，能够切换将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态和将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态。因此，在分别将第一电极311以及第二电极312从工作电极向对电极、或从对电极向工作电极切换时发生中和，因此能够可靠地抑制或防止细胞间液的pH从7.4左右产生偏离的情况。
[0137]进而，对于重要因素I)，例如，当针对每次隔开恒定时间T的间隔的葡萄糖值的测定而进行第一状态与第二状态间的切换时，产生有以2 XT小时为单位将第一电极311以及第二电极312作为对电极的氧的减少的情况。因此，在该间隔2 X T小时中，能够使氧从细胞间液向检测层321浸透，其结果是，能够使氧在对电极中减少的减少率减少。
[0138]如上所述，如本发明这样，通过设为能够切换将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态、和将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态的结构，能够随时间变化而以优异的精度来测定血糖值的大小。
[0139]另外，在本发明中，如上所述，在第一状态中，第一电极311为工作电极，第二电极312为对电极，在第二状态中，第一电极311为对电极，第二电极312为工作电极，该第一电极311和第二电极312需要在不同的状态下被用作具有相同的功能的电极。因此，第一电极311和第二电极312优选形成为相同的结构。
[0140]具体地说，对于第一电极311和第二电极312，优选如本实施方式这样，在电极层315中，双方的上表面被上述检测层覆盖。
[0141]进而，对于第一电极311和第二电极312，优选双方的上表面的面积为相同的大小。
[0142]通过满足这些条件，能够将第一电极311和第二电极312称作形成为相同的结构的电极，第一电极311和第二电极312这双方可靠地发挥工作电极与对电极这双方的功能。
[0143]另外，如上述那样，对于使用了形成为能够切换将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态和将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态的结构的检测部300的、细胞间液中的葡萄糖值的测定，具体地说，例如，如以下这样进行。
[0144]此外，以下，以如下情况为例进行说明，S卩，隔开恒定时间T的间隔反复地进行葡萄糖值(电流值)的测定，针对每次该测定而进行第一状态与第二状态间的切换。
[0145][I]首先，将套管111插入皮下组织502，使检测层321与细胞间液接触，从而使其稳定化(SI)。
[0146][2]接着，通过反转开关控制单元402使反转开关401工作，从而设为将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态。然后，在该第一状态下，以时间ti的长度对作为工作电极的第一电极311与参照电极313之间施加恒定电压。由此，在稳定化时，产生于检测层321的第一电极311附近的过氧化氢如上述公式(2)那样被电解，其结果是，检测层321的第一电极311附近被初期设定(S2)。
[0147][3]接着，通过反转开关控制单元402使反转开关401工作，从而设为将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态。然后，在该第二状态下，以时间ti的长度对作为工作电极的第二电极312与参照电极313之间施加恒定电压。由此，在稳定化时产生于检测层321的第二电极312附近的过氧化氢如上述公式(2)那样被电解，其结果是，检测层321的第二电极312附近被初期设定(S3)。
[0148]此外，将在所述工序[2]中开始对第一电极311与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间与在该工序[3]中开始对第二电极312与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间之差设定为恒定时间T(参照图10)。
[0149][4]接着，通过反转开关控制单元402使反转开关401工作，从而设为将第一电极311作为工作电极并将第二电极312作为对电极的第一状态。然后，以将在所述工序[2]中开始对第一电极311与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间与在该工序[4 ]中开始对第一电极311与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间之差作为恒定时间2Τ的方式，SP，以当将未对第一电极311与参照电极313之间施加有恒定电压的时间设为t2时，满足t2 = 2T-ti的关系的方式，隔开间隔，在第一状态下，以时间^的长度对作为工作电极的第一电极311与参照电极313之间施加恒定电压(参照图10)。由此，在时间^的过程中产生于检测层321的第一电极311附近的过氧化氢如上述公式(2)那样被电解，其结果是，将产生的电子作为在第一电极311与第二电极312之间流动的电流值而进行测定，从而能够求得细胞间液中的葡萄糖值(S4)。
[0150][5]接着，通过反转开关控制单元402使反转开关401工作，设为将第一电极311作为对电极并将第二电极312作为工作电极的第二状态。然后，以将在所述工序[3]中开始对第二电极312与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间与在本工序[5 ]中开始对第二电极312与参照电极313之间施加恒定电压的开始时间之差作为恒定时间2T的方式，S卩，以当将未对第二电极312与参照电极313之间施加有恒定电压的时间设为t2时，满足t2 = 2T-t^关系的方式，隔开间隔，在第二状态下，以时间ti的长度对作为工作电极的第二电极312与参照电极313之间施加恒定电压(参照图10)。由此，在时间^的过程中产生于检测层321的第二电极312附近的过氧化氢如上述公式(2)那样被电解，其结果是，将产生的电子作为在第一电极311与第二电极312之间流动的电流值来进行测定，从而能够求得细胞间液中的葡萄糖值(S5)。
[0151][6]接着，直到变为预先设定的时间TLl为止反复地进行所述工序[4]与所述工序
[5](S6)，在该过程中求得测定出的葡萄糖值的平均值(S7)，从而将葡萄糖值平均化，因此能够以优异的信赖度来计算。
[0152]此外，在经过了时间TLl的情况下，中断基于所述工序[4]与所述工序[5]的葡萄糖值的测定(S8)。
[0153]另外，即使像这样地多次进行葡萄糖值的测定，也能够通过进行第一状态与第二状态间的切换来可靠地抑制或防止如上所述地产生有重要因素I)、11)的情况，能够基于在各电极侧产生的过氧化氢，以优异的精度来测定葡萄糖值(参照图10)。即，能够抑制产生有漂移现象的情况，能够随时间变化而以优异的精度来测定细胞间液中的葡萄糖值的大小。
[0154][7]进而，每当经过预先设定的时间TL2，便实施所述工序[2]?所述工序[6](S9)。由此，在时间TL2的间隔中求得葡萄糖值(时间TL2的间隔中的葡萄糖值的平均值)，因此具有优异的可靠性，能够连续地测定葡萄糖值。
[0155]此外，在本实施方式中，说明了如下情况，S卩，在隔开恒定时间T的间隔反复地进行葡萄糖值的测定时，针对每次该测定而进行第一状态与第二状态间的切换，但是并不限定于该情况，例如，也可以在多次(两次以上)葡萄糖值的测定之后进行第一状态与第二状态间的切换，将进行两次以上的葡萄糖值的测定设为恒定的次数。即使是这样的检测方法，也能够获得与针对每次葡萄糖值的测定而进行第一状态与第二状态间的切换的情况相同的效果。
[0156]即，在如上述那样的、隔开恒定时间T的间隔的葡萄糖值的反复测定中，在恒定次数的葡萄糖值的测定之后，进行第一状态与第二状态间的切换即可。
[0157]通过经过如上述那样的工序，能够测定细胞间液中的葡萄糖值(葡萄糖浓度)。
[0158]<胰岛素供给装置>
[0159]另外，本发明的检测元件除了如上述那样安装于测定装置以外，例如，也安装于胰岛素供给装置。
[0160]图12是示意性地表示将本发明的检测元件安装于胰岛素供给装置的状态的立体图。
[0161]图12所示的胰岛素供给装置171连接检测元件100而进行使用，其具有:检测元件100;运算部210，其具备分析检测元件100所获得的电流值的处理电路200;供给部175，其具备基于由运算部210运算所获得的测定值而向皮下组织502供给(给药)胰岛素的针部172;连接器131，其将检测元件100安装(连接)于供给部175;以及配线132，其连接处理电路200和连接器131。在这样的胰岛素供给装置171中，在第一电极311与第二电极312之间流动的电流值经由主体部110所具备的电路400以及配线132向处理电路200传递，通过具备处理电路200的运算部210的分析，将细胞间液中的葡萄糖值(葡萄糖浓度)作为测定值算出。然后，基于该测定值(葡萄糖值)，即在比测定值所设定的浓度高的情况下，胰岛素供给装置171工作，经由针部172自动地向安装者供给胰岛素
[0162]以上，基于图示的实施方式说明了本发明的检测元件的检测方法、检测元件、测定装置以及胰岛素供给装置，但是本发明并不限定于此。
[0163]例如，能够将本发明的检测元件、测定装置以及胰岛素供给装置的各部分结构置换为具有相同功能的任意结构。另外，也可以在本发明中附加其他任意结构物。另外，本发明也可以组合所述测定装置以及胰岛素供给装置中的、任意两个以上的结构(特征)。另外，除了将套管插入皮下组织以外，也可以插入皮内。
[0164]进而，在测定装置以及胰岛素供给装置中，由检测元件所测定的电流值也可以不经由配线而向处理电路传递，例如，也可以经由通信单元以无线的方式将电流值向处理电路传递。
[0165]另外，在测定装置中，并不局限于检测元件和显示部经由配线相连接的结构，它们也可以形成为一体，在胰岛素供给装置中，并不局限于检测元件和供给部经由配线相连接的结构，它们也可以形成为一体。
[0166]另外，在本发明的检测元件的检测方法中，也可以追加一个或两个以上的任意工序。
[0167]【实施例】
[0168]接着，说明本发明的具体实施例。
[0169]1.检测元件的制造
[0170]<1>首先，将平均厚度0.5mm的透明的玻璃基板准备为基板301。接着，在该基板301上，通过掩模溅射法将平均厚度10nm的图案化的导电性ITO膜形成为具备配线314的配线层315a。
[0171]<2>接着，在ITO膜上，通过掩模溅射法将平均厚度200nm的图案化的白金膜形成为具备第一电极311、第二电极312以及参照电极313的电极层315b。
[0172]<3>接着，在白金膜上，通过使用了丙烯酸材料的光致抗蚀剂来形成平均高度8μm的围堰，并且开设与测定对象液(血液、细胞间液)接触的开口部，从而形成隔壁层331。
[0173]<4>接着，将层叠有导电性ITO膜、白金膜以及隔壁层的基板依次浸渍于丙酮、2-丙醇，在进行了超声波清洗之后，实施氧等离子体处理以及氩等离子体处理。这些等离子体处理是分别在将基板加温至70°C?90°C的状态下以等离子体功率100W、气体流量20SCCm、处理时间5sec来进行的。
[0174]<5>接着，在参照电极的白金电极上，通过喷墨方式将包含银-氯化银粒子的墨填充干燥后膜厚为3μπι的量，并以120°C的烘箱使其干燥，从而形成银-氯化银膜。
[0175]<6 >接着，将磷酸缓冲生理盐水(pH: 7.4)用作溶剂，并以GOD(葡萄糖氧化酶活性度150U/mg)为20KU/mL、BSA(牛白蛋白)为1wt%、MC(甲基纤维素)为1wt%、PVA-SbQ(10%水溶液)为20wt%的方式将这些向该磷酸缓冲生理盐水添加，从而调整检测层形成用材料。
[0176]然后，在使用旋涂法将该检测层形成用材料涂敷在第一电极、第二电极以及参照电极的整面之后使其干燥，从而获得膜厚2μπι的薄膜。然后，照射100mJ的365nm的紫外线而形成不溶化膜，从而将(葡萄糖)检测层321a成膜。
[0177]<7>接着，以PEG-600(聚乙二醇)和PEG-400(聚乙二醇)的含有率为1:1的混合物为50wt%、氨基丙基聚娃氧烧为30wt%、丙稀酸4-轻基丁酯为15wt%、异佛尔酮二异氰酸酯为5wt%的方式将这些混合，从而调制调节层形成用材料。
[0178]然后，在使用旋涂法将该调节层形成用材料涂敷在(葡萄糖)检测层的整面之后使其干燥，从而获得膜厚2μηι的薄膜。然后，通过在50 °C下保存10小时而使不溶化完结，从而将调节层322成膜。
[0179]通过以上的工序来制造形成为图13的结构的检测部300。
[0180]2.评价“无问题”
[0181](实施例1)
[0182]首先，将以在磷酸生理盐水中葡萄糖浓度为100mg/dL的方式调制而成的液体准备为标准液。
[0183]然后，将该标准液以在35°C下成为恒定的方式进行加温。
[0184]接着，在加温后的标准液中浸渍形成为图13的结构的检测部300，从而使标准液浸渗到与第一电极、第二电极以及参照电极对应的位置处的、调节层322以及(葡萄糖)检测层321a0
[0185]接着，以使参照电极与第一电极之间形成为0.6V的方式施加电压，然后，将该状态保持两小时，从而使状态稳定化。
[0186]接着，以10秒为单位测定电流值。此时，在每一次电流值的测定时使第一电极与第二电极极性反转。即，在奇数次电流值的测定中，将第一电极作为工作电极，将第二电极作为对电极，在偶数次的电流值的测定中，将第一电极作为对电极，将第二电极作为工作电极。
[0187]求得一小时内这样测定的电流值的平均值并将该平均值用作数据，并测定48小时。
[0188](比较例I)
[0189]在形成为图13的结构的检测部300所进行的每10秒的电流值的测定时，省略第一电极与第二电极间的极性反转，即，除了将第一电极作为工作电极，将第二电极作为对电极来进行达到48小时的电流值的测定以外，均与实施例1相同地进行。
[0190]在图14中示出其结果。
[0191]如图14所明确的那样，如实施例1那样，通过针对每次电流值的测定(每10秒)而进行极性反转，即使在48时间后，测定出的电流值与开始最初几乎无变化。
[0192]与此相对，在比较例I中，示出了因未针对电流值的测定而进行极性反转而导致随着时间的经过，信号强度(电流值)上升的结果。
[0193]其理由推测为，在比较例I中，在(葡萄糖)检测层321a的酵素反应进行的同时，在与检测层321a的第一电极(工作电极)以及第二电极(对电极)对应的位置处，pH因下述公式
(2)以及下述公式(3)的反应而发生变化，因此酵素活性度发生变化。
[0194]第一电极:H202—02+2H++2e—...(2)
[0195]第一.电极:02+H20+4e~>4011 …(3)
[0196]在比较例I中，推测为随着时间的经过，在第一电极(工作电极)上酸性加强，从作为初期值的PH7.4左右向酸性方向变化。
[0197]在此，由于葡萄糖氧化酶(GOD)的酵素活性的最适pH为5.8?6.0，因此若考虑到这点，则比较例I所获得的数据的电流值随着时间而增大的理由考虑为因PH变化而使得酵素活性升尚比$父安当。
[0198]与此相对的，若考虑在第二电极(对电极)中，随着时间的经过而使碱性发生变化，则认为如实施例1那样，通过在第一电极和第二电极进行切换工作电极和对电极的极性反转，H+和0H—发生中和反应，抑制了 pH的变化，其结果是，实施例1所获得的数据的电流值的变化变小。
【主权项】
1.一种检测元件的检测方法，其特征在于， 所述检测元件具备第一电极和第二电极， 在所述第一电极和所述第二电极中设有包含酵素的检测层， 所述检测元件的检测方法包括: 第一步骤，在所述第一电极的检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定；以及 第二步骤，在所述第二电极的检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定。2.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，从皮下组织以及皮内的细胞间液向所述检测层浸透的物质中含有所述葡萄糖。3.根据权利要求2所述的检测元件的检测方法，其特征在于，基于所述电流值来检测在所述细胞间液中含有的葡萄糖值。4.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，所述酵素是将所述葡萄糖、氧以及水分解为葡糖酸和所述过氧化氢的葡萄糖氧化酶。5.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，分别在所述第一电极和所述第二电极设有检测层。6.根据权利要求5所述的检测元件的检测方法，其特征在于，所述第一电极和所述第二电极的检测层的面积为相同的大小。7.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，所述检测元件具备第三电极，所述第三电极通过向其与所述第一电极之间施加恒定的电压而使过氧化氢分解。8.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，通过使所述第一电极和所述第二电极电反转的反转开关，进行所述第一步骤和所述第二步骤的切换。9.根据权利要求1所述的检测元件的检测方法，其特征在于，隔开恒定时间多次测定所述电流值，并针对每次所述电流值的测定来进行所述第一步骤与所述第二步骤的切换。10.根据权利要求9所述的检测元件的检测方法，其特征在于，隔开恒定时间多次测定所述电流值，将所述多次设为恒定的次数。11.一种检测元件，其特征在于，具备: 基板； 第一电极和第二电极，设置于所述基板； 检测层，包含设于所述第一电极和所述第二电极的酵素；以及 反转开关，使所述第一电极和所述第二电极电反转， 在所述检测层，将由葡萄糖产生的过氧化氢的分解所产生的电流作为所述第一电极与所述第二电极之间的电流值进行测定。12.一种测定装置，其特征在于，具备: 权利要求11所述的检测元件； 运算部，根据所述检测元件测定到的电流值来对葡萄糖值进行运算；以及 显示部，显示所述葡萄糖值。13.一种胰岛素供给装置，其特征在于，具备: 权利要求11所述的检测元件；运算部，根据所述检测元件测定到的电流值来对葡萄糖值进行运算；以及供给部，基于所述葡萄糖值，向皮下组织以及皮内供给胰岛素。
【文档编号】A61B5/1473GK105902276SQ201610084915
【公开日】2016年8月31日
【申请日】2016年2月14日
【发明人】藤田徹司, 百濑康弘
【申请人】精工爱普生株式会社