WO2004040289A1 - 固体成分濃縮手段を備えた測定用具 - Google Patents

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WO2004040289A1
WO2004040289A1 PCT/JP2003/013963 JP0313963W WO2004040289A1 WO 2004040289 A1 WO2004040289 A1 WO 2004040289A1 JP 0313963 W JP0313963 W JP 0313963W WO 2004040289 A1 WO2004040289 A1 WO 2004040289A1
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water
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electron transfer
blood
transfer interface
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PCT/JP2003/013963
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Hideaki Yamaoka
Koji Katsuki
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Arkray, Inc.
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    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
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    • 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

Definitions

  • the present invention relates to a measuring instrument used for measuring the concentration of a specific component (for example, glucose / cholesterol) in a sample liquid such as blood.
  • a specific component for example, glucose / cholesterol
  • a reaction system is constructed using a test solution, an oxidoreductase, and an electron transfer substance. Is used to calculate the concentration of the specific component.
  • a reaction system is constructed, for example, on a biosensor provided with a reagent section containing a oxidoreductase or an electron transfer substance.
  • the oxidoreductase catalyzes a redox reaction between the specific component and the electron mediator, so the amount of the reduced (or oxidized) electron mediator depends on the concentration of the specific component. Will be reflected.
  • the response current is obtained as a function of the amount of electron transfer between the reduced (or oxidized) electron mediator generated in the reaction system and the pulp. Therefore, the measurement accuracy of the response current value has a significant effect on the concentration measurement accuracy.
  • the transfer of electrons between the electrode and the electron mediator is inhibited by the blood cells on the surface of the pump. Will be done.
  • the measured response current value becomes lower as the number of blood cells increases, resulting in a measurement error.
  • the ratio of blood cells in the blood if hematocrit is different, the measured response current will be different even if the glucose concentration is the same.
  • a method of separating blood cells in blood using a measuring instrument for example, a method is used in which a portion for introducing a sample liquid such as blood in a measuring instrument is provided with a dispenser (for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. There is a method of covering the surface of an electrode with a polymer film (for example, Japanese Patent Application Laid-Open No. 6-130023, Japan). Japanese Patent Application Laid-Open No. 9-243591 and Japanese Patent Application Laid-Open No. 2000-338076).
  • a flow path for moving a sample liquid containing a solid component to provide a liquid-phase reaction field, and a first channel used for applying a pressure to the liquid-phase reaction field are used.
  • An analytical tool having an electron transfer interface for supplying electrons to a phase reaction field or receiving electrons from the liquid phase reaction field, and a portion in contact with the electron transfer interface in the liquid phase reaction field
  • a measuring device is provided, which is equipped with a concentration means to increase the concentration of solid components at the site.
  • the concentration means is constituted by, for example, a water absorbing layer containing a water absorbing polymer material.
  • the water-absorbing polymer material must be able to absorb the liquid component while achieving the object of the present invention, and its absorption amount must be an amount that does not affect the measurement results. For this reason, it is preferable to use a material having a water absorbing capacity of 10 to 500 g / g as the water absorbing polymer material.
  • the above-mentioned measuring tool is configured to include, for example, a substrate on which first and second electrodes are formed, and a cover laminated on the substrate.
  • the water absorbing layer is formed, for example, on at least a portion of the cover facing the electron transfer interface. This: ⁇ , the water-absorbing layer Dimensional force S in the thickness direction of the plate, 1/30 to 1/30 and ⁇ / 5 to 3/5 of the thickness dimension in the flow path, respectively.
  • the water-absorbing layer may be formed to be 7 soluble.
  • the water absorbing layer may be formed over the entire length or substantially the entire length of the flow path.
  • Such a water-absorbing layer can be composed of a cover by forming a force par as containing P and a water-soluble polymer material.
  • the water absorbing layer may have a configuration in which a powder containing a water absorbing polymer is supported on a force par.
  • the above powder has a weight average particle diameter of 100 to 1000 ⁇ when not absorbing water. This is because the average particle size is unduly small; it is difficult to form a water-absorbing layer to absorb a sufficient amount of water to achieve the purpose, while the average particle size is unduly small. This is because at an older age, the movement of water in the flow path may be unnecessarily hindered.
  • Extension 7W1 may be provided downstream of the electron transfer interface in the flow direction of the sample liquid in the flow path.
  • the water-absorbing layer is provided on at least one of the substrate and the force par, for example.
  • the size of the sample in the flow direction of the sample solution should be adjusted from the inlet of the flow path to the most downstream point in the flow direction of the sample solution at the electron transfer interface. For the distance, 1/4 to 1/2 is preferable.
  • the spreading layer is formed so that the thickness dimension force S0 to 15 ⁇ m of the portion where the water absorbing layer is formed in the flow channel at the time of absorbing water.
  • the P-water layer can be formed so as to have a portion formed at at least one of a position adjacent to the electron transfer interface on the upstream side and a position adjacent on the downstream side.
  • the water absorbing layer has both a portion formed at a position adjacent to and upstream of the electron transfer interface and a portion formed at a position adjacent to and downstream of the electron transfer interface. Preferably, it is formed so as to surround the periphery of the electron transfer interface.
  • the concentrating means is provided downstream of the electron transfer interface in the flow direction of the sample liquid in the flow path, and may be constituted by a hardly water-absorbing dam for inhibiting the movement of the force solid component.
  • the dam section should be shaped so that the solid components can be concentrated as desired.
  • the thickness dimension force of the flow path in the formed part is formed to be, for example, 5 to 15 ⁇ m.
  • sample solution to be measured typically, blood containing blood cells as a solid component can be mentioned.
  • the measurement tool of the present invention can be widely used for a sample solution containing a solid component, and the sample solution to be measured is not limited to blood.
  • FIG. 1 is an overall view of a pyro sensor according to a first embodiment of the present invention.
  • FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensor shown in FIG.
  • FIG. 4A and FIG. 4B are cross-sectional views corresponding to FIG. 3 for explaining a moving state of blood in the internal flow path of the Noo sensor.
  • FIG. 5 is a schematic diagram showing a state where the biosensor shown in FIG. 1 is mounted on a concentration measuring device.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view showing a biosensor according to the second embodiment of the present invention and corresponding to FIG.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view showing a biosensor according to the third embodiment of the present invention, corresponding to FIG.
  • FIG. 8A and FIG. 8B are cross-sectional views corresponding to FIG. 3 showing a biosensor according to a fourth embodiment of the present invention.
  • FIG. 9 is a cross-sectional view corresponding to FIG. 3 showing a pyro sensor according to a fifth embodiment of the present invention.
  • FIG. 10A and FIG. 10B are perspective views showing a state where the copper and the spacer have been removed from the pyrosensor shown in FIG.
  • FIG. 11 is a graph showing a time course of a response current value in the biosensor of the first embodiment.
  • FIG. 12 is a graph showing a time course of a response current value in the PY sensor of Comparative Example 1.
  • FIG. 13 is a graph showing the influence of the hematocrit value (Hct) in the pyrosensor of Example 1.
  • FIG. 14 is a graph showing the effect of the hematocrit value (Hct) on the biosensor of Comparative Example 1.
  • FIGS. 1 to 5 taking a case of measuring a blood glucose level as an example.
  • the biosensor 1 shown in FIGS. 1 and 2 is used to measure the glucose concentration in blood, and is used by being attached to a concentration measuring device 2 (see FIG. 5).
  • This biosensor 1 has a configuration in which a force par 5 is laminated on a long rectangular substrate 3 via a pair of spacers 40 and 41, and as shown in FIG. Elements 3, 40, 41, and 5 form a cavity 6.
  • the capillary 6 has an internal flow path 60 for moving blood using capillary action and retaining captive blood.
  • the internal flow path 60 extends in the short direction of the fiber 3 and communicates with the outside through end openings 61 and 62.
  • the end opening 61 is used to introduce blood into the internal flow channel 60
  • the opening 62 is used to introduce blood into the internal flow channel 60 when blood flows through the internal flow channel 60. It is used for discharging gas.
  • the pair of spacers 40 and 41 are for joining the cover 5 to the substrate 3 and for defining the dimensions of the internal flow path 60 of the cabinet 6. is there.
  • the pair of spacers 40 and 41 are arranged so as to extend in the lateral direction of the substrate 3 and are spaced apart in the longitudinal direction of the substrate 3. '
  • a working electrode 31 and a counter electrode 32 extending in the longitudinal direction of R 3 are formed on the upper surface 30 of the substrate 3.
  • a reagent section 33 is further provided on the upper surface 30 of the substrate 3 so as to traverse the working electrode 31 and the counter electrode 32 in a series.
  • the part of the working electrode 31 which is removed from the reagent part 33 constitutes an electron transfer part 31a.
  • the reagent section 33 is formed in a solid state containing, for example, a oxidoreductase and an electron transfer substance.
  • a oxidoreductase for example, glucose oxidase and gnorecose dehydrogenase are used.
  • Electron mediators are oxidized by the application or reaction of E, and are reduced.For measurement of blood glucose level, for example, a ferricyanide force rim is used as an electron mediator. .
  • the electron transfer substance is contained as an oxidized form before the blood is supplied.
  • a water absorbing layer 51 is formed on one surface 50 of the cover 5.
  • the water absorbing layer 51 is formed on one surface 50 of the cover 5 so as to face the electron transfer portion 31 a located in the internal channel 60 of the working electrode 31.
  • a water-absorbing layer 51 can be formed by attaching a water-absorbing sheet containing P and a water-soluble polymer material to the force par 5.
  • the thickness of the water absorbing layer 51 is, for example, 1/30 to 1/10 of the height H of the internal flow channel 60 when water is not absorbed, and the thickness of the internal flow channel 60 is H when water is applied. It is formed so as to be 1/5 to 3/5.
  • water absorbing polymer material for example, a material having a water absorbing capacity of 10 to 500 g / g is used. More specifically, examples of P and water biopolymer materials include crosslinked products of acrylic acid, crosslinked products of vinyl alcohol monoacrylate copolymer, crosslinked products of maleic anhydride graft polybutyl alcohol, and the like.
  • a crosslinked isoptylene-maleic anhydride copolymer, carboxymethylcellulose can be used: a crosslinked product, a crosslinked product of a partially neutralized polyatalylic acid can be used.
  • the water-absorbing layer 51 may be formed entirely of a water-absorbing polymer material, or may be formed as a layer in which a water-absorbing polymer material is mixed with another non-water-absorbing 'I' biopolymer material.
  • the water-absorbing layer 51 can be formed by, for example, applying a night in which a water-absorbing polymer material is dissolved in a solvent to the cover 5 and then drying it.
  • the concentration measuring device 2 includes first and second terminals 20a and 20b, a ⁇ 1 ⁇ applying unit 21, a current value measuring unit 22, a detecting unit 23, a control unit 24, a calculating unit 25,
  • the display unit 26 is provided.
  • the first and second terminals 20a and 20b are provided with the pyro sensor 1 attached to the concentration measuring device 2: at the ⁇ and at the ends 31 b and 32 b of the working electrode 31 and the counter electrode 32 in the bio sensor 1. It is to make it.
  • the application section 21 is connected to the pyro sensor 1 via the first and second terminals 20a and 20b. This is for applying 3 ⁇ 4
  • the 3 ⁇ 4ff application unit 21 is electrically connected to the first and second terminals 20a and 20b.
  • the application unit 21 is configured, for example, as a battery having a dry cell and a DC battery such as a rechargeable battery.
  • the current value measurement 22 is for measuring a current value when a voltage is applied between # 31b and 32b of the working electrode 31 and the counter electrode 32 by the E applying unit 21.
  • the detecting unit 23 detects the reagent 33 based on the current value measured by the current value measuring unit 22 (see FIGS. 1 to 3). ) Is to detect whether or not the sample liquid is supplied.
  • the control unit 24 controls the application unit 21 to select a state in which E is applied between the working electrode 31 and the counter electrode 32 and a state in which E is not applied.
  • the calculating section 25 is for calculating a blood glucose level according to the current value measured by the current value measuring section 22.
  • the calculation unit 25 is configured to be able to calculate, for example, a blood sugar level based on an amperometric method.
  • the detection unit 23, the control unit 24, and the calculation unit 25 can be configured by connecting a plurality of memories (for example, a memory and a RAM) to one CPU, for example.
  • the display unit 26 is for displaying, for example, an error, an operation procedure, and the like, in addition to the calculation result by the calculation unit 25, and is configured by, for example, a liquid crystal display device.
  • the biosensor 1 is set in the concentration measuring device 2 as shown in FIG. Then, the working electrodes 31 and 3 of the sensor 1 and the end portions 31 b and 32 of the counter electrode 32 are disintegrated with the first and second terminals 20 a and 20 b of the concentration measuring device 2. , It is possible to apply E between the working electrode 31 and the counter electrode 32 via the first and second terminals 20a and 20b.
  • the constant is applied between the working electrode 31 and the counter electrode 32 from the time when the pyro sensor 1 is attached to the device 2.
  • the constant applied between the working electrode 31 and the counter electrode 32 is, for example, 100 to 1000 mV.
  • the constant mark calo between the working electrode 31 and the counter electrode 32 is maintained until the response current for calculating the blood sugar level is measured. It is assumed that Next, blood is supplied through the end opening 61 of the biosensor 1. As shown in FIGS. 4A and 4B, the blood BL travels through the internal flow path 60 from the end opening 61 to the end opening 62 of the capillary 6 by capillary action. The introduction of the blood BL is performed until the blood BL reaches the end opening 62 and the internal channel 60 of the cabillary 6 is filled with the blood BL, as clearly shown in FIG. 4B. In this process, the blood BL dissolves the reagent 33 (see FIG.
  • a liquid phase reaction system is established in the internal flow channel 60.
  • the plasma component in the blood L is absorbed by the P and water layers 51, and the thickness of the water absorption layer 51 is increased.
  • the movement of the blood cell B1 is inhibited by the water-absorbing layer 51, and the concentration of the blood cell B1 on the surface and around the electron transfer unit 31a in the working electrode 31 increases.
  • glucose in blood L is oxidized by oxidoreductase, and the electron mediator is reduced.
  • the reduced electron transport material moves to the surface of the electron transfer portion 31a in the working electrode 31, supplies electrons to the electron transfer portion 31a, and returns to the oxidized electron transfer material. .
  • the amount of electrons supplied to the electron transfer unit 31a is measured as a response current by the current value measurement unit 22 via the first and second terminals 20a and 20b.
  • the response current value measured by the current value measurement unit 22 is monitored by the detection unit 23, and when the response current value exceeds the threshold value, the detection unit 23 supplies blood to the reagent unit 33. Then, it is detected that the reagent section 33 has been dissolved. If the detection unit 23 detects that blood has been supplied, the detection unit 23 determines whether or not a certain time has elapsed since the detection.
  • ⁇ indicates a response current value in the current value measurement unit 22 and, based on the response current value, a blood glucose level in the calculation unit 25. Is calculated.
  • the blood glucose level is calculated by grouping the response current values into mm values and applying this voltage value to a previously created curve showing the relationship between the blood pressure level and the blood glucose level.
  • the calculation result in the calculation unit 25 is displayed on the display unit 26, for example.
  • the plasma component of the blood 3 ⁇ 4BL is absorbed in the spreading layer 51, and the electron transfer section 31a of the working electrode 31 is formed. Blood cell B1 concentration on and around the surface. As a result, the electronic transfer section 31a The surface and surroundings are in a state similar to that of supplying pseudo-high blood clit blood BL.
  • a water-absorbing 'I' biopolymer tree material for example, having a water-absorbing capacity of 10 to 500 g / g is used, the lower the hematocrit value of blood L, the more the water-absorbing layer 51 will absorb more plasma.
  • the water absorption layer 51A is formed over the entire length of the cabillary 6.
  • the water absorbing layer 51A can be formed, for example, by forming a water absorbing sheet using a water absorbing polymer material and attaching the water absorbing sheet to a cover. 7)
  • the layer 51 can also be formed by applying a solution prepared by dissolving a water-absorbing polymer material in a solvent together with an adhesive component to a power pad, and drying this.
  • the entire cover 5 may be configured to have a water-absorbing property, and the entire force par 5 may be configured as a water-absorbing layer.
  • Such a water-absorbing layer (cover) can be formed, for example, by kneading a water-absorbing polymer material with another resin material to form a molding material, and performing resin molding using this molding material.
  • the water-absorbing layer 51B has particles of the water-absorbing polymer. It is configured as something.
  • the water-absorbing layer 51B has a structure in which water-absorbing polymer particles 51Bb are supported on one side of a double-sided tape 51Ba, and is adhered to a force-purifying member by utilizing the adhesiveness of the other side of the double-sided tape. Is being worn.
  • As the water-absorbing polymer it is preferable to use those having a weight average particle diameter of 100 to 1,000 / m.
  • FIGS. 8A and 8B Next, a biosensor according to a fourth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. 8A and 8B.
  • the water-absorbing layer 51C is formed on the channel 3 downstream of the electron transfer section 31a of the working electrode 31 in the blood flow direction.
  • the water absorbing layer 51C may be formed on the cover 5.
  • the water absorbing layer 51C has a distance L0 between the water absorbing layer 51C and the upper surface of the capillary when the cavity 6 is filled with blood. It is preferable to form it as follows. In order to more reliably increase the concentration of blood cells B1 around the electron transfer section 31a, it is preferable to set the dimension W1 of the blood BL in the water absorbing layer 51C 'in the flow direction to be relatively large. In this case, the dimension W1 is preferably set to be 1/4 to 1/2 mm of the distance W2 from the entrance end 68 of the cavity 6 to the downstream end 31a of the electron transfer section 31a.
  • a function similar to that of the water absorbing layer 51C shown in FIGS. 8A and 8B can also be achieved by providing a non- (hard K-soluble) dam. That is, by absorbing plasma components, Instead of inflating and retaining blood cells, the cross-sectional dimension of the downstream side of the electron transfer unit 31a in the cabillary 6 may be reduced in advance before blood is supplied by forming a dam portion.
  • This dam portion is preferably formed so that the distance (corresponding to L in FIG. 8B) force between the dam portion and the substrate (or cover) is 5 to 15 ⁇ m. ⁇ It may be formed on any of the covers.
  • FIGS. 10B a biosensor according to a fifth embodiment of the present invention will be described with reference to FIGS. This will be described with reference to FIG. 10B.
  • the water absorbing layer 51D is formed as having a portion adjacent to the electron transfer section 31a of the working electrode 31.
  • the water-absorbing layer 51D may be arranged at two positions, upstream and downstream, with respect to the electron transfer unit 31a (see FIG. 9) as shown in FIG. 10A, or as shown in FIG. 10B. It may be formed in a rectangular frame shape. In the embodiment shown in FIG. 10A, one of the two water absorbing layers 51D may be omitted.
  • the present invention relates to the case of measuring other components in blood, such as cholesterol, lactic acid, and bilirubin. It can also be applied to sample liquids other than blood.
  • a biosensor was formed in the same configuration as that shown in FIGS.
  • the length dimension L, width dimension W, and height dimension H of the internal channel 60 of the cabilli 6 were 3 mm, 1 thigh, and 40 ⁇ , respectively (see FIGS. 1 and 3).
  • the working electrode 31 and the counter electrode 32 were formed by screen printing using carbon ink (“Electrodag 423SSJ” manufactured by Nippon Acheson Co.)
  • the reagent section 33 had a two-layer structure including an electron transfer layer and a nitrogen-containing layer.
  • the electron transfer layer was formed by applying 0.4 ⁇ L of the first material liquid containing the electron transfer substance to the substrate 3 and then blowing and drying the first material liquid (30 ° C., 10% Rh).
  • the enzyme-containing layer is prepared by applying 0.3 ⁇ L of the second material solution containing oxidoreductase onto the electron transport layer, and then air-drying the second material solution (30 ° C, 10% Rh). Formed.
  • the first material liquid is prepared by mixing the liquid components shown in (1) to (4) in Table 1 in the order shown below, mixing them for 1 to 3 days, and then adding an electron transfer substance to the mixed liquid. Prepared.
  • the second material solution was prepared by dissolving oxidoreductase in 0.1% CHAPS.
  • the SWN used was “3150” manufactured by Corp Chemikano
  • the CHAPS used was “KC062” manufactured by Dojinka ⁇ F RISO
  • the ACES used was “ED067” manufactured by Dojinka Research.
  • ACES-Firewood Night was adjusted to pH 7.5.
  • the water-absorbing layer 51 is formed by applying 0.1 ⁇ L of a coating material containing the water-absorbing 'I biopolymer to the target portion of the cover 5 and then drying the coating material by blowing air (30 ° C 10% Rh) to obtain an Ml. Was formed to be 2 m.
  • the coating material used was prepared by dissolving 7 parts by weight of a water-absorbing polymer (“Aquacoc” manufactured by Sumitomo Seika Co., Ltd.) in 100 parts by weight of methanol.
  • the response current was measured using the above-mentioned biosensor, and the glucose concentration was 447 mg / dL, and the hematocrit value (hereinafter referred to as "Hct") was three different types of blood (Hct20%, Hct42%, Hct69%) was measured as a time course.
  • the response current was measured five times for each Hct blood.
  • the amount of blood supply to the internal flow channel 60 of the biosensor 1 was 0.5 / iL
  • the applied voltage between the working electrode 31 and the counter electrode 32 was 500 mV up to iB.
  • Figure 11 shows the results. -On the other hand, the effect of Hct was examined based on the response current value 5 seconds after blood supply. The results are shown in FIG.
  • the horizontal axis represents Hct (%), and the vertical axis represents the deviation (Bias (%)) from the response current value when Hct is 42%.
  • Bias (%) Is shown as the average of five measurements.
  • the biosensor of Example 1 was used, except that the water-absorbing layer was omitted.
  • the time course of the response current value was measured.
  • the response current value was measured five times for each Hct blood sample. The results are shown in FIG.
  • Figure 14 shows the results.
  • the biosensor of Example 1 in which blood with different Hct values was measured tends to converge the response current value faster than the biosensor of Comparative Example 1.
  • the biosensor of Example 1 has an Hct of 20% and an Hct of 69% compared to the biosensor of Comparative Example 1.
  • the response current value of each sample is uniform in about 8 seconds.
  • the biosensor of Comparative Example 1 it took 15 seconds for each sample response current value to be uniform.
  • the biosensor of Example 1 can perform concentration measurement appropriately even in a shorter measurement time than the biosensor of Comparative Example 1.
  • the biosensors of Example 1 and Comparative Example 1 had a small volume of 0.5 ⁇ L of the internal channel 60 of the capillary 6, the biosensor of Example 1 could measure a small amount of blood with high accuracy. I can say.
  • the biosensor of Example 1 had lower reproducibility than the biosensor of Comparative Example 1.This was because the coating material was applied by hand when forming the water absorbing layer 51. It is thought that this was due to paralysis in the formation state. Therefore, it is considered that the reproducibility will be improved if the uniform water absorbing layer 51 is formed.
  • the biosensor of Example 1 has a bias of about + 5% with respect to the response current value 5 seconds after the start of blood supply. In contrast, in the biosensor of Comparative Example 1, the bias was around ⁇ 20%. Let's do it.
  • the measuring tool according to the present invention it is possible to suppress the influence of the solid components in the sample liquid and maintain the measurement time short, while performing the concentration measurement accurately with a small amount of the sample liquid. it can.

Abstract

　本発明は、固体成分(B1)を含んだ試料液(BL)を移動させ、かつ液相反応場を提供するための流路(60)と、液相反応場に対して電圧を印加するために利用される第１および第２の電極(31,32)と、を備えた測定用具(1)に関する。第１の電極(31)は、第１および第２の電極(31,32)を介して液相反応場に対して電圧を印加したときに、液相反応場との間で電子授受を行うための電子授受界面(31a)を有している。測定用具(1)は、液相反応場における電子授受界面(31a)と接触する部分での固体成分の濃度を高めるための濃縮手段(51)を備えている。濃縮手段(51)は、吸水性高分子材料を含んだ吸水層により構成するのが好ましい。

Description

明 細 書 固体成分濃縮手段を備えた測定用具 技術分野
本発明は、血液などの試料液中の特定成分 (たとえばグルコースゃコレステロ一 ル)の濃度を測定するために使用される測定用具に関する。 背景技術
試料液中の特定成分の濃度を測定する方法としては、 たとえば電気化学的手法 を利用したものがある。 この方法では、 たとえば試 Ϋ斗液、 酸化還元酵素および電 子伝達物質により反応系を構築する一方で、 この反応系に対して 亟を利用して mmを印カロし、 そのときの応答電流値に基づレヽて特定成分の濃度が演算される。 このような反応系は、 たとえは 化還元酵素や電子伝達物質を含む試薬部が設け られたバイオセンサにおレヽて構築される。 反応系では、 酸化還元酵素の触媒作用 により、特定成分と電子伝達物質との酸化還元反応が生じるため、還元型 (あるい は酸化型）とされた電子伝達物質の量は特定成分の濃度を反映したものとなる。一 方、 応答電流は、 反応系において生じた還元型 (あるいは酸化型)の電子伝達物質 と、 ®ί亟との間での電子移動量に相関するものとして得られる。 したがって、 応 答電流値の測定精度は、 濃度測定の精度に大きく影響を与えることとなる。 このような手法では、 たとえば試料液として (血球を含んだ状態の血液)を 使用した^^には、 爵亟の表面に する血球によつて電極と電子伝達物質との 間の電子移動が阻害されてしまう。 その結果、 測定される応答電流値は、 血球数 の増加に伴い低値となり、 測定誤差を生じてしまう。 また、 血液における血球の 割合 (へマトクリット働が異なれば、 グルコース濃度が同じであっても測定され る応答電流値が異なったものとなってしまう。
このような不具合を解消すべく、 測定用具において血液中の血球を分離する方 法が提案されている。 血球を分離する方法としては、 たとえば測定用具における 血液などの試料液を導入する部分に分議莫を設ける方法 (たとえば日本国特開平 8-114539号公報おょぴ日本国特表 2002- 508698号公報参照）、 あるレ、は電極の表面 を高分子膜により覆う方法がある（たとえば日本国特開 ¥6- 130023号公報、日本国 特開平 9- 243591号公報および日本国特開 2000-338076号公報参照)。
しかしながら、 測定用具において血球を濾過する方法では、 血漿成分を分離莫' に¾1させる必要があるために血漿が電極の表面に到 るまでの時間が長くな るために測定時間が長くなる。 このような不具合を角消するためには、 使用すベ き^ iLの量を多く確保すればよいが、 この には使用者の採血の負担が大きく なる。 発明の開示
本発明は、試料液中の固体成分の影響を抑制し、測定時間を短く維持しつつも、 少ない試料液によって精度良く濃度測定を行うことを目的としている。
本発明においては、 固体成分を含んだ試料液を移動させ、 力ゝっ液相反応場を提 供するための流路と、 上記液相反応場に対して を印加するために利用される 第 1および第 2の暫亟と、 を備え、 上記第 1の慰亟が、 上記第 1および第 2の電 極を介して上記液相反応場に対して電圧を印カ卩したときに、 上記液相反応場に対 して電子を供給し、 あるいは上記液相反応場から電子を受け取るための電子授受 界面を有する分析用具であつて、 上記液相反応場における上記電子授受界面と接 触する部分での固体成分の濃度を高めるための濃縮手段を備えている、 測定用具 が »される。
濃縮手段は、 たとえば吸水性高分子材料を含んだ吸水層により構成される。 吸 水性高分子材料は、 本発明の目的を達成できる继に液体成分を吸水することが でき、 またその吸永量は測定結果に影響を与えない量でなければならない。 この ため、 吸水性高分子材料としては、 10〜500g/gの吸水能力を有するものを使用す るのが好ましい。
上記測定用具は、 たとえば第 1および第 2の電極が形成された基板と、 この基 板に積層されたカバーと、 を備えたものとして構成される。
吸水層は、 たとえば上記カバーにおける少なくとも上記電子授受界面と対面す る部分に膜形成される。 この:^、 吸水層は、 非吸水時および吸水時における基 板の厚み方向の寸法力 S、 それぞれ流路における厚み方向の寸法の 1/30〜： 1/10およ ひ Ί/5〜3/5となるように形成するのが好ましレ、。 吸水層は、 7溶性に形成しても よレヽ。
吸水層は、 流路の全長または略全長にわたって形成してもよい。 このような吸 水層は、 P及水性高分子材料を含むものとして力パーを形成することにより、 カバ 一により構成することができる。
吸水層は、 力パーに対して吸水性高分子を含む粉末を担持させた構成とするこ ともできる。 上記粉末は、 非吸水時における重量平均粒子径が、 たとえば 100〜 1000 μ πιとされる。 これは、 平均粒子径が不当に小さい;^には、 目的を達成で きる程度に十分な量の水分を吸水できるように吸水層を形成するのが困難である 一方、 平均粒子径が不当に大きい齢には、 流路における水分の移動を必要以上 に妨げてしまう虞があるからである。
Ρ及 7W1は、 電子授受界面よりも流路における試料液の流れ方向の下流側に設け てもよレ、。 この吸水層は、 たとえば基板および力パーのうちの少なくとも一方に 設けられる。 この：^に吸水層は、 固体成分を目的通りに濃縮できるように、 試 料液の流れ方向の寸法を、 流路の入り口から上記電子授受界面における試料液の 流れ方向の最下流点までの距離に対して、 1/4〜1/2とするのが好ましレヽ。 同様な 理由から、 Ρ及 層は、 吸水時において、 流路における吸水層が形成された部分の 厚み寸法力 S0〜15 μ mとなるように形成するのが好ましレ、。
P及水層は、 電子授受界面に対して、 上流側において隣接する位置おょぴ下流側 において隣接する位置のうちの少なくとも一方の位置に形成された部分を有する ように形成することもできる。 この の吸水層は、 電子授受界面に対して、 上 流側にぉレ、て隣接する位置に形成された部分および下流側にぉレ、て隣接する位置 に形成された部分の双方を有するように形成するのが好ましく、 たとえば電子授 受界面の周囲を囲むように形成される。
濃縮手段は、 電子授受界面よりも流路における試料液の移動方向の下流側に設 けちれ、 力 固体成分の移動を阻害するための難吸水性のダム部により構成する こともできる。
ダム部は、 固体成分を目的通りに濃縮できるように、 流路におけるダム部が形 成された部分における流路の厚み寸法力 たとえば 5〜： 15 μ mとなるように形成さ れる。
本発明の測定用具におレヽて測定驗となる試料液としては、 典型的には、 固体 成分としての血球を含む血液が挙げられる。 もちろん、 本発明の測定用具は、 固 体成分を含む試料液に広く使用でき、 測定対象となる試料液は血液には限定され なレ、。 図面の簡単な説明
図 1は、 本発明の第 1の実施の形態に係るパイォセンサの全体 見図である。 図 2は、 図 1に示したバイオセンサの分解斜視図である。
図 3は、 図 1の m— m線に沿う断面図である。
図 4 Aおよび図 4 Bは、 ノィォセンサの内部流路での血液の移動状態を説明す るための図 3に相当する断面図である。
図 5は、 図 1に示したバイォセンサを濃度測定装置に装着した状態を示す模式 図である。
図 6は、 本発明の第 2の実施の形態に係るバイォセンサを示す図 3に相当する 断面図である。
図 7は、 本発明の第 3の実施の形態に係るバイォセンサを示す図 3に相当する 断面図である。
図 8 Aおよび図 8 Bは、 本発明の第 4の実施の形態に係るバイオセンサを示す 図 3に相当する断面図である。
図 9は、 本発明の第 5の実施の形態に係るパイォセンサを示す図 3に相当する 断面図である。
図 10 Aおよび図 10 Bは、 図 9に示したパイォセンサからカパーおよびスぺーサ を取り除いた状態を示す斜視図である。
図 11は、 実施例 1のバイオセンサにおける応答電流値のタイムコースを示すグ ラフである。
図 12は、 比較例 1のパイォセンサにおける応答電流値のタイムコースを示すグ ラフである。 図 13は、実施例 1のパイォセンサにおけるへマトクリツト値 (Hct)の影響を示す グラフである。
図 14は、比較例 1のバイオセンサにおけるへマトクリツト値 (Hct)の影響を示す グラフである。 発明を実施するための最良の形態
以下にぉレ、ては、 本発明の第 1なレヽし第 5の実施の形態につ!/、て、 図面を参照 して具体的に説明する。
まず、 本発明の第 1の実施の形態について、 図 1ないし図 5を参照しつつ、 血 糖値を測定する を例にとって説明する。
図 1および図 2に示したバイオセンサ 1は、 血液中のグルコース濃度を測定す るために使用されるものであり、 濃度測定装置 2 (図 5参照)に装着して使用する ものである。 このバイオセンサ 1は、 長矩形状の基板 3に対して、 一対のスぺー サ 40， 41を介して力パー 5を積層した構成を有しており、図 3に示したように、 こ れらの要素 3， 40， 41， 5によってキヤビラリ 6が形成されている。
キヤビラリ 6は、 毛細管現象を利用して血液を移動させ、 カゝっ血液を保持する ための内部流路 60を有している。 この内部流路 60は、 纖 3の短手方向に延びて おり、端部開口 61, 62を介して外部と連通している。端部開口 61は内部流路 60に血 液を導入するために利用されるものであり、 ί¾¾開口 62は内部流路 60におレ、て血 液を進行させる際,に、内部流路 60の気体を排出するために利用されるものである。 図 1ないし図 3に示したように、一対のスぺーサ 40, 41は、基板 3に対してカバ 一 5を接合するとともに、 キヤビラリ 6の内部流路 60の寸法を規定するためのも のである。一対のスぺーサ 40， 41は、基板 3の短手方向に延ぴるようにして、かつ 基板 3の長手方向に間隔を隔てて配置されている。 '
基板 3の上面 30には、 R 3の長手方向に延びる作用極 31および対極 32が形成 されている。 基板 3の上面 30にはさらに、 作用極 31および対極 32を一連に横断す るようにして試薬部 33が設けられている。 作用極 31における試薬部 33と撤虫する 部分は、 電子授受部 31 aを構成している。
試薬部 33は、 たとえば 化還元酵素および電子伝達物質を含む固体状に形成さ れている。 酸化還元酵素としては、 たとえばグルコースォキシターゼゃグノレコー スデヒドロゲナーゼカ使用される。 電子伝達物質は、 Eの印加や反応により酸 化あるレ、は還元されるものであり、 血糖値の測定にぉレ、ては、 電子伝達物質とし て、 たとえばフエリシアン化力リゥムが使用される。 本実施の形態では、 電子伝 達物質は、血液を供給する前の段階では酸化型として含有されているものとする。 図 2および図 3に示したように、 カバー 5の片面 50には、 吸水層 51が形成され ている。 この吸水層 51は、 カバー 5の片面 50において、 作用極 31における内部流 路 60に位置する電子授受部分 31 aと対面するように形成されている。 このような 吸水層 51は、 P及水性高分子材料を含んだ吸水シートを力パー 5に貼着することに より形成することができる。 この吸水層 51は、 たとえば非吸水時における厚み寸 法が内部流路 60の高さ寸法 Hの 1/30〜1/10、 P及水時における厚み寸法が内部流路 60の高さ寸法 Hの 1/5〜3/5となるように形成される。
吸水性高分子材料としては、 たとえば吸水能力が 10〜500g/gのもの力 S使用され る。 より具体的には、 P及水十生高分子ネ才料としては、 たとえばアクリル酸 合体 架橋物、 ビニルアルコール一アクリル酸塩共重合体の架橋物、 無水マレイン酸グ ラフトポリビュルアルコール架橋物、 架橋ィソプチレンー無水マレイン酸共重合 体、 カルボキシメチルセルロースのアル力リ： ^橋物、 ポリアタリル酸部分中和 物架橋体を使用することができる。 吸水層 51は、 全体が吸水性高分子材料により 形成されていてもよいし、 吸水性高分子材料と他の非吸水' I"生高分子材料とを混合 した層として形成してもよレ、。 吸水層 51は、 たとえば吸水性高分子材料を溶剤に 溶かした^夜をカバー 5に塗布した後に、 これを乾燥させることにより形成する ことができる。
図 5に示したように、濃度測定装置 2は、第 1および第 2端子 20 a , 20 b , Μ1± 印加部 21、 電流値測定部 22、 検知部 23、 制御部 24、 演算部 25および表示部 26を備 えている。
第 1および第 2端子 20 a , 20 bは、濃度測定装置 2に対してパイォセンサ 1を装 着した：^に、バイォセンサ 1における作用極 31および対極 32の端部 31 b , 32 bに 翻虫させるためのものである。
印加部 21は、第 1および第 2の端子 20 a , 20 bを介して、パイォセンサ 1の 作用極 31と対極 32との間に ¾|£を印加するためのものである。 ¾ff印加部 21は、 第 1および第 2端子 20 a，20 bと電気的に繋げられている。 印加部 21は、たと えば乾電池あるレヽは充電池などの直流霞原を備えたものとして構成される。
電流値測 22は、 E印加部 21によって作用極 31および対極 32の ϊ¾¾31 b， 32 bの間に電圧を印カ卩したときの電流値を測定するためのものである。
検知部 23は、 濃度測定装置 2にバイォセンサ 1が装着された後にぉレ、て、 電流 値測定部 22によつて測定された電流値に基づレヽて試薬部 33 (図 1ないし図 3参照） に試料液が供給された力否かを検知するためのものである。
制御部 24は、 ¾]£印加部 21を制御し、 作用極 31および対極 32の間に Eが印カロ される状態と印加されなレ、状態とを選択するためのものである。
演算部 25は、 電流値測定部 22において測定された電流値に応じて、 血糖値を演 算するためのものである。 演算部 25は、 たとえば血糖値をアンぺロメトリックな 手法に基づレ、て演算できるように構成されている。
検知部 23、制御部 24および演算部 25は、たとえば 1つの CPUに対して複数のメモ リ（たとえば ¾ や RAM)を接続することにより構成することができる。
表示部 26は、 演算部 25による演算結果の他、 たとえばエラーである旨や操作手 順などを表示するためのものであり、 たとえば液晶表示装置により構成されてい る。
次に、 バイオセンサ 1および濃度測定装置 2を用いた血糖値の測定の手順につ いて説明する。
図 5に良く表れて!/、るように、 まず濃度測定装置 2にバイォセンサ 1をセット する。そうすると、ノ ィォセンサ 1の作用極 31お" 3；び対極 32の端部 31 b , 32 が濃 度測定装置 2の第 1およぴ第 2端子 20 a， 20 bと撤虫する。 この状態では、第 1お よび第 2端子 20 a， 20 bを介して、作用極 31と対極 32の間への Eの印加が可能と されている。 実際の測定にぉレ、ては、 濃度測定装置 2にパイォセンサ 1を装着し た時点から、 作用極 31と対極 32との間に定 が印加される。 .作用極 31と対極 32 との間に印加する定 ®ΐは、たとえば 100〜1000mVの範囲に設定される。本実施の 形態では、 作用極 31と対極 32との間への定 の印カロは、 血糖値を演算するため の応答電流が測定されるまでは!^して行われているものとする。 次いで、 バイオセンサ 1の端部開口 61を介して血液を供給する。 図 4 Aおよび 図 4 Bに示したように、 血液 BLは、 毛細管現象により、 キヤビラリ 6の端部開口 61から端部開口 62に向けて内部流路 60を進行する。 血液 BLの導入は、 図 4 Bに良 く表れて入るように、 血 ¾BLが端部開口 62に至り、 キヤビラリ 6の内部流路 60が 血 ¾BLによって充填されるまで行われる。 その過程においては、 血 ¾BLによって 試薬部 33 (図 4 A参照)力 S溶解させられ、 内部流路 60には、 液相反応系が構築され る。 このとき、 P及水層 51において血御 L中の血漿成分が吸水されて吸水層 51の厚' みが大きくなる。 これにより、 血球 B1の移動が吸水層 51によって阻害され、 作用 極 31における電子授受部 31 aの表面や周囲における血球 B1の濃度が高くなる。 液相反応系では、 酸化還元酵素により血 L中のグルコースが酸化されるとと もに電子伝達物質が還元型とされる。 直印加状態では、 還元型とされた電子伝 達物質は、 作用極 31における電子授受部 31 aの表面に移動し、 電子授受部 31 aに 電子を供給して酸化型の電子伝達物質に戻る。 電子授受部 31 aに供給された電子 の量は、第 1および第 2端子 20 a , 20 bを介して電流値測定部 22におレ、て応答電流 として測定される。
—方、 電流値測定部 22において測定された応答電流値は、 検知部 23においてモ 二タリングされており、 応答電流値が閾値を超えた時点で、 検知部 23は試薬部 33 に血液が供給され、 試薬部 33が溶解したことを検知する。 検知部 23において血液 が供給されたことが検知された には、 この検知から一定時間経過したカゝ否か が検知部 23において判断される。
検知部 23におレ、て一定時間が経過したと判断された:^には、 電流値測定部 22 において応答電流値を測定し、 この応答電流値に基づいて、 演算部 25において血 糖値を演算する。 血糖値の演算は、 応答電流値を mm値に纏した後に、 この電 圧値を、 予め作成しておいた ®£値と血糖値との関係を示す検 線に当てはめる ことにより演算される。 演算部 25における演算結果は、 たとえば表示部 26におい て表示される。
本実施の形態においては、 キヤビラリ 6の内部流路 60に血液 BLが供給された場 合には、 Ρ及水層 51において血 ¾BLの血漿成分が吸水され、 作用極 31の電子授受部 31 aの表面や周りにおける血球 B1の濃度が高まる。 これにより、 電子授受部 31 a の表面や周りは、 擬似的に高へマトクリツト値の血 ¾BLを供給したのと同様な状 態とされる。 また、 吸水' I"生高分子木才料として、 たとえば吸水能力が 10〜500g/gの ものを使用すれば、 低へマトクリット値な血鄉 Lほど、 吸水層 51がより多くの血 漿を吸水することとなる。 その結果、 吸水層 51の周りにおいては、 へマトクリツ ト値の高低に拘わらず、同 の高へマトクリツト状態を達成することができる。 ノ ィォセンサ 1ではさらに、 測定用具にぉレ、て血液中の血球を分離する際の不 具合を解消することができる。 すなわち、 血球を分離する方法では、 血漿成分を 分繊莫に通過させる必要があるが、 これが測定時間を長くし、 また供給量に対し て反応に使用できる血液の量が少なくなって!/、た。 これに対してパイォセンサ 1 では、 血御しがキヤビラリ 6の内部流路 60を進行する際に分离倒莫のような障害は ないため、分離膜を使用する^^のように測定時間力 S長くなることもない。また、 バイォセンサ 1では、 キヤビラリ 6の内部流路 60に供給された血液 BLの大部分を 試薬部 33の酸化還元酵素と反応させることができるため、 微量な血 ¾BLであって も適切に濃度測定を行うことができるようになる。
次に、 本発明の第 2の実施の形態に係るバイオセンサについて、 図 6を参照し つつ説明する。
図 6に示したバイオセンサ 1 Aでは、 吸水層 51 Aがキヤビラリ 6の全長に亘っ て形成されている。 この吸水層 51Aは、 たとえば吸水性高分子材料を用いて吸水 シートを形成し、 この吸水シートをカバーに貼着することにより形成することが できる。 及7]層51 は、 吸水性高分子材料を接着成分とともに溶剤に溶かした溶 液を力パーに塗布し、 これを乾燥させることによっても形成することができる。 キヤビラリ 6の全長に亘つて吸水層を形成するためには、 カバー 5の全体が吸 水性を有するものとして、 力パー 5の全体を吸水層として構成してもよレヽ。 この ような吸水層 (カバー)は、 たとえば吸水性高分子材料を他の樹脂材料と混練して 成形材料とし、 この成形材料を用いて樹脂成形を行うことにより形成することが できる。
次に、 本発明の第 3の実施の形態に係るバイォセンサにっレヽて、 図 7を参照し つつ説明する。
図 7に示したパイォセンサ 1 Bでは、 吸水層 51 Bが吸水性高分子の粒を備えた ものとして構成されている。 この吸水層 51 Bは、 両面テープ 51Baの片面に吸水性 高分子の粒 51Bbを担持させた構成を有しており、 両面テープのもう一方の面の粘 着性を利用して力パーに貼着されている。 吸水性高分子としては、 重量平均粒子 径カ 00〜1000/ mのものを使用するのが好ましレ、。
次に、 本発明の第.4の実施の形態に係るバイオセンサについて、 図 8 Aおよび 図 8 Bを参照しつつ説明する。
図 8 Aに示したバイオセンサ 1 Cでは、 吸水層 51 Cが作用極 31の電子授受部 31 aよりも、血液の流れ方向の下流側において攝反 3上に形成されている。ただし、 吸水層 51 Cは、 カバー 5に形成してもよレヽ。
このバイオセンサ 1 Cでは、 図 8 Bに示したように、 キヤビラリ 6内に血液 BL が導入されれば、 吸水層 51 Cが膨張し、 キヤビラリ 6における吸水層 51 Cが形成 された部分の空間断面積が小さくなる。 その結果、 血球 B1の移動が吸水層 51 Cに より阻害され、 血球 B1が電子授受部 31 aの付近に滞留して電子授受部 31 aの周り での血球 B1の濃度が高められる。
このような作用を有効に得るためには、 吸水層 51 Cは、 キヤビラリ 6が血液に より満たされたときに、 吸水層 51 Cとキヤビラリの上面との距離 L力 S0〜15 μ mと なるように形成するのが好ましい。 また、 電子授受部 31 aの周りにおける血球 B1 の濃度をより確実に高めるためには、 吸水層 51 C'における血液 BLの流れ方向の寸 法 W1を比較的に大きく設定するのが好ましい。 この場合の寸法 W1は、 キヤビラリ 6の入口端 68から電子授受部 31 aの下流側端 31a，までの距離 W2の 1/4〜1/2¾¾に 設定するのが好ましい。
図 8 Aおよび図 8 Bに示した吸水層 51 Cと同様な機能は、 非 (難 K溶' f生のダム 部を設けることにより達成することもできる。 つまり、 血漿成分を吸水すること により膨張させて血球を滞留させるのではなく、 キヤビラリ 6における電子授受 部 31 aの下流側の断面寸法を、 ダム部を形成することによって、 血液が供給され る以前から予め小さくしておいてもよい。 このダム部は、ダム部と基板（あるいは カバー）との距離 (図 8 Bの Lに相当するもの)力 5〜15μ mとなるように形成する のが好ましい。 ダム部は、 基板おょぴカバーのいずれに形成してもよい。
次に、 本発明の第 5の実施の形態に係るバイオセンサについて、 図 9、 図 10A および図 10 Bを参照しつつ説明する。
図 9に示したバイォセンサ 1 Dでは、 吸水層 51 Dが、 作用極 31の電子授受部 31 aに«した部分を有するものとして形成されている。 吸水層 51Dは、 図 10Aに 示したように電子授受部 31 a (図 9参照）に対して上流側およぴ下流側の 2箇所に 配置してもよいし、 図 10 Bに示したように矩形枠状に形成してもよレ、。 図 10Aに 示した形態においては、 2つの吸水層 51Dのうちの一方の吸水層 51 Dを省略して あよい。
以上にぉレヽては、 血液中のグルコースの濃度を測定する場合を例にとつて説明 したが、 本発明は血液中の他の成分、 たとえばコレスレロール、 乳酸、 ビリルビ ンなどを測定する場合にも適用でき、 また血液以外の試料液に対しても適用でき る。 実施例
以下においては、 本発明に係るバイオセンサ力 応答電流値の測定において血 液中に含まれる血球の影響が低減されていることについて実証する。
[実施例 1 ]
(グノレコースセンサの作成）
本実施例にぉレヽては、 図 1ないし図 4に示したのと同様な構成にバイォセンサ を形成した。 このバイオセンサでは、 キヤビラリ 6の内部流路 60の長さ寸法 L、 幅寸法 W、 および高さ寸法 Hを、 それぞれ 3mm、 1腿、 および 40 μ πι (図 1および図 3参照）とした。 作用極 31および対極 32は、 カーボンインキ（日本ァチソン製 「Electrodag 423SSJ )を用レヽたスクリーン印刷により形成した。試薬部 33は、 電子 伝達層およひ裤素含有層からなる 2層構造とした。 電子伝達層は、 基板 3上に電 子伝達物質を含む第 1材料液 0. 4 μ Lを塗布した後に第 1材料液を送風乾燥 (30°C、 10%Rh)することにより形成した。酵素含有層は、電子伝達層上に、酸化還元酵素 を含む第 2材料液 0. 3 μ Lを塗布した後に第 2材料液を送風乾燥 (30°C、 10%Rh)す ることにより形成した。
第 1材料液は、 下記表 1の①〜④で示した液成分を番 りの順序で混合した 混合液を 1〜 3日 ¾Μした後、 この混合液に電子伝達物質を添加することにより 調製した。 第 2材料液は、 酸化還元酵素を 0. 1%CHAPSに溶解させることにより調 製した。
電子伝達物質としては、 [Ru(NH3)6]Cl3(同仁化 究所製「LM722」）を使用し、酸 化還元酵素としては、 PGGGDH (グルコース τΚ素活性が 800U/mg)を使用した。 表 1：第 1材料液の組成 (電子伝達物質を除く）
Figure imgf000013_0001
表 1などにおいて、 SWNはルーセントタイト SWNの略号であり、 CHAPSは 3- [ (3- cholaraidopropy丄) dimethylammonio] propanesulfonic acidの略号であり、 ACE¾ は N- (2- acetamido) - 2- aminoethanesulfonic acidの略号である。 SWNとしてはコー プケミカノ 製「3150」を使用し、 CHAPSとしては同仁化^ F究所製「KC062」を使用 し、 ACESとしては同仁化 究所製「ED067」を使用した。なお、 ACES?薪夜は pHが 7. 5 となるように調製した。
吸水層 51は、 吸水' I生高分子を含む、塗布材をカバー 5の目的部位に 0. 1 μ L塗布し た後に塗布材を送風乾燥 (30°C 10%Rh)することにより、 Ml?が 2 mとなるよう に形成した。 塗布材としては、 メタノール 100重量部に対して吸水性高分子 (住友 精化㈱製「ァクアコ ク」） 7重量部を溶解させたものを使用した。
(応答電流の測定）
応答電流は、上記したネ冓成のバイォセンサを用レ、て、グルコース濃度が 447mg/dL で、へマトクリツト値 (以下「Hct」とレヽう）の異なる 3種類の血液 (Hct20%、 Hct42%、 Hct69%)について、 タイムコースとして測定した。各 Hctの血液については、 5回 ずつ応答電流を測定した。 このとき、 バイオセンサ 1の内部流路 60に対する血液 供糸合量は 0. 5 /i Lとし、作用極 31と対極 32との間への印加 ®iBま、 500mVとした。そ の結果を図 11に示した。 - 一方、血液の供給から 5秒後の応答電流値に基づレ、て、 Hctの影響を検討した。 その結果を図 13に示した。 図 13においては、横軸は Hct (%)、 縦軸は Hct42%のと きの応答電流値からのずれ量 (Bias (%))として示した。図 13においては、 Bias (%) は、 5回の測定の平均値として示してある。
'比較例 1
本比較例にぉレ、ては、 実施例 1のバイォセンサにおレ、て吸水層を省略した形態 のバイォセンサを使用し、実施例 1と同様にして Hctの異なる 3觀の血液にっレヽ て応答電流値のタイムコースを測定した。各 Hctの血液にっレヽては、 5回ずつ応答 電流値を測定した。 その結果を図 12に示した。 一方、 血液の供給開始から 5秒後 の応答電流値に基づいて、実施例 1と同様にして Hctの影響を検討した。その結果 を図 14に示した。 図 11および図 12を参照すれば分かるように、 Hctの異なる血液を測定した 、 実施例 1のバイォセンサは、 比較例 1のバイォセンサに比べてより速く応答電流 値が収束する傾向がある。 具体的には、 第 1に、 たとえば応答電流値の 5秒値に 着目すれば分かるように、 実施例 1のパイォセンサでは、 比較例 1のバイォセン サに比べて Hct 20%の と Hct 69%の:^との応答電流値の差が小さくなつて おり、 第 2に、 実施例 1のバイオセンサでは、 8秒程度で各サンプルの応答電流 値が均一ィ匕している。 これに対して、 比較例 1のバイオセンサでは、 各サンプル 応答電流値が均一化するのに 15秒 必要となっている。
この結果は、 実施例 1のバイォセンサは、 比較例 1のバイォセンサに比べて短 レ、測定時間においても適切に濃度測定を行えることを意味している。 また、 実施 例 1および比較例 1のバイオセンサは、 キヤビラリ 6の内部流路 60の容積が 0. 5 μ Lと小さレ、ため、実施例 1のパイォセンサは微量な血液を精度良く測定できると いえる。
なお、 実施例 1のバイォセンサは、 比較例 1のバイォセンサに比べて再現性が 低くなつているが、 これは、 吸水層 51の形成時に塗布材の塗布を手操作によって 行ったため、 吸水層 51に形成状態にパラツキがあつたためであると思われる。 し たがって、 均質な吸水層 51を形成すれば、 再現性は改善されるものと思われる。 図 13およぴ図 14から分かるように、 Hctが 20〜69%の範囲では、血液の供給開始 から 5秒後の応答電流値に関して、 実施例 1のバイォセンサでは Biasが + 5 %程 度なつているのに対して、 比較例 1のバイオセンサでは Biasが ±20%程度なつて レ、る。 すなわち、 実施例 1のバイオセンサは、 比較例 1のバイオセンサに比べて Hctが応答電流値に与える影響が小さくなっている。 この結果からは、実施例 1の バイオセンサのように吸水層 51を設ければ血液の Hctの影響が低減されることが 分かる。
以上に説明したように、 本発明に係る測定用具では、 試料液中の固体成分の影 響を抑制し、 測定時間を短く維持しつつも、 少なレヽ試料液によって精度良く濃度 測定を行うことができる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 固体成分を含んだ ¾料液を移動させ、 力つ液相反応場を するための流路 と、 上記液相反応場に対して flffiを印加するために利用される第 1および第 2の 電極と、 を備え、
上記第 1の電極が、 上記第 1および第 2の電極を介して上記液相反応場に対 して を印カロしたときに、 上記液相反応場に対して電子を供給し、 あるいは上 記液相反応場から電子を受け取るための電子授受界面を有する分析用具であって、 上記液相反応場における上記電子授受界面と翻虫する部分での固体成分の濃 度を高めるための濃縮手段を備えている、 測定用具。
2 . 上記濃縮手段は、 P及 7性高分子材料を含んだ吸水層により構成されている、 請求項 1に記載の測定用具。
3 . 上記吸水性高分子材料は、 10〜500g/gの吸水能力を有している、 請求項 2に 記載の測定用具。
4. 上記第 1および第 2の 亟が形成された基板と、 この雄に積層されたカバ 一と、 を備えている、 請求項 2に記載の測定用具。
5 . 上記吸水層は、 上記力パーにおける少なくとも上記電子授受界面と対面する 部分に膜形成されている、 請求項 4に記載の測定用具。
6 .上記吸水層は、非吸水時および吸水時における上記基板の厚み方向の寸法が、 それぞれ上記流路における上記厚み方向の寸法の 1/30〜： 1/10および 1/5〜3/5に形 成されている、 請求項 5に記載の測定用具。
7. 上記吸水層は、 上記流路の全長または略全長にわたって形成されている、 請 求項4に記載の測定用具。
8 . 上記吸水層は、 上記吸水性高分子材料を含むものとして上記カバーを形成す ることにより、 上記力パーにより構成されている、 請求項 7に記載の測定用具。
9 . 上記吸水層は、 上記カバーに対して上記吸水性高分子を含む粉末を担持させ た構成とされている、 請求項 4に記載の測定用具。
10. 上記粉末は、 非吸水時において、 重量平均粒子径が 100〜： 1000 μ ηιである、 請求項9の記載に測定用具。
11. 上記吸水層は、 上記電子授受界面よりも上記流路における上記試料液の流れ 方向の下流側に設けられている、 請求項 2に記載の測定用具。
12. 上記吸水層は、 試料液の流れ方向の寸法が、 流路の入り口から上記電子授受 界面における試料液の流れ方向の最下流点までの距離に対して、 1/4〜1/2に設定 されている、 請求項 11に記載の測定用具。
13. 上記吸水層は、 吸水時において、 上記流路における上記吸水層が形成された 部分の厚み寸法が 0〜： 15 Ai mとなるように形成されている、 請求項 11に記載の測 定用具。
14. 上記吸水層は、 上記電子授受界面に対して、 上流側において隣接する位置お ょぴ下流側において «する位置のうちの少なくとも一方の位置に形成された部 分を有してレ、る、 請求項 4に記載の測定用具。
15. 上記吸水層は、 上記電子授受界面に対して、 上流側において隣接する位置に 形成された部分および下流側にぉレ、て隣接する位置に形成された部分を有してレヽ る、 請求項 14に記載の測定用具。
16. 上記吸水層は、 上記電子授受界面の周囲を囲んでいる、請求項 15に記載の測 定用具。
17. 上記濃縮手段は、 上記電子授受界面よりも上記流路における上記試料液の移 動方向の下流側に設けられ、 力つ上記固体成分の移動を阻害するための難吸水性 のダム部により構成されている、 請求項 1に記載の測定用具。
18. 上記ダム部は、 上記流路における上記ダム部が形成された部分における上記 流路の厚み寸法力 〜 15 μ mとなるように形成されている、 請求項 17 (こ記載の測 定用具。
19. 上記試料液は、 血球を含む血液である、 請求項 1に記載の測定用具。
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