DE60315331T2

DE60315331T2 - Mit solid-komponenten konzentrationsmitteln ausgestattetes messinstrument

Info

Publication number: DE60315331T2
Application number: DE60315331T
Authority: DE
Inventors: Hideaki ARKRAY Kyoto-shi YAMAOKA; Koji ARKRAY Kyoto-shi KATSUKI
Original assignee: Arkray Inc
Current assignee: Arkray Inc
Priority date: 2002-11-01
Filing date: 2003-10-30
Publication date: 2008-02-07
Anticipated expiration: 2023-10-31
Also published as: EP1557663A1; EP1557663B1; US7201042B2; JPWO2004040289A1; ATE368748T1; DE60315331D1; CN101561410B; EP1557663A4; CN101561410A; US20060042361A1; WO2004040289A1; AU2003280660A1; CN1711472A; JP4341032B2; CN100510733C

Description

TECHNISCHES GEBIET
Die vorliegende Erfindung bezieht sich auf ein Messinstrument zur Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente (wie Glukose oder Cholesterol) in einer Probenflüssigkeit wie Blut.
STAND DER TECHNIK
Einige Verfahren zur Messung der Konzentration einer spezifischen Komponente in einer Probenflüssigkeit verwenden beispielsweise elektrochemische Techniken. Bei diesem Verfahren wird beispielsweise aus einer Probenflüssigkeit, einer Oxidoreduktase und einem Elektronentransporter ein Reaktionssystem gebildet und mittels Elektroden an dieses Reaktionssystem eine Spannung angelegt worauf die Konzentration der spezifischen Komponente aus dem sich ergebenden Strom errechnet wird. Ein derartiges Reaktionssystem wird beispielsweise auf einem Biosensor ausgebildet, der mit einem reagierenden Teil mit einer Oxidoreduktase und einem Elektronentransporter versehen ist. Weil zwischen der spezifischen Komponente und dem Elektronentransporter in dem Reaktionssystem aufgrund des katalytischen Effekts der Oxidoreduktase eine Oxidations-Reduktions-Reaktion auftritt, gibt die Menge des reduzierten (oder oxidierten) Elektronentransporters die Konzentration der spezifischen Komponente wieder. Es wird ein resultierender Strom erhalten in Abhängigkeit von der in dem Reaktionssystem auftretenden Elektronenbewegung. Die Genauigkeit der Konzentrationsmessung hängt daher stark von der Genauigkeit der Messung des resultierenden Stroms ab.
Bei solchen Verfahren wird die Elektronenbewegung zwischen der Elektrode und dem Elektronentransporter, wenn Blut (Blut mit Blutzellen) als Probenflüssigkeit verwendet wird, durch Blutzellen auf der Oberfläche der Elektrode behindert. Als Ergebnis wird der gemessene resultierende Strom mit steigender Zahl von Blutzellen reduziert, wodurch Messfehler entstehen. Wenn darüber hinaus der Anteil der Blutzellen in dem Blut (Hä matokritwert) variiert, wird auch der gemessene resultierende Strom variieren, auch wenn die Glukosekonzentration die Gleiche bleibt.
Um diese Probleme zu lösen, sind Verfahren vorgeschlagen worden, um Blutzellen vom Blut in dem Messinstrument zu trennen. Verfahren zur Abtrennung von Blutzellen umfassen beispielsweise ein Verfahren, bei dem eine Trennmembran in dem Teil des Messinstruments vorgesehen wird, wo Blut oder andere Probenflüssigkeiten eingeführt wird (siehe beispielsweise JP-A 8-114539 und JP-A 2002-508698 ) und ein Verfahren zur Abdeckung der Oberfläche der Elektrode mit einer Polymermembran (siehe beispielsweise JP-A 6-130023 , JP-A 9-243591 und JP-A 2000-338076 ).
Da jedoch bei den Verfahren, die Blutzellen in dem Messinstrument herausfiltern, die Plasmakomponente durch die Trennmembran hindurchtreten muss, dauert es lange, bis das Plasma die Oberfläche der Elektrode erreicht, wodurch die Messzeit vergrößert wird. Dieses Problem kann gelöst werden indem eine große Menge vollständigen Blutes zum Einsatz bereit gestellt wird, doch erlegt dieses dem Nutzer eine schwere Bürde der Blutgewinnung auf.
Hanning, I. et al, Volume 19, No. 3–4, 1986, Seiten 461 bis 478, beschreibt einen Biosensor zur Detektierung von Glukose im vollständigen Blut, bei welchem ein Verlust an Ansprechempfindlichkeit durch Verwendung von Silan-behandelten Membranen und dem Betrieb der Elektroden in einer Strömungszelle mit einem engen Kanal verbessert wurden.
OFFENBARUNG DER ERFINDUNG
Es ist ein Ziel der vorliegenden Erfindung, die Wirkung der festen Komponente in der Probenflüssigkeit zu steuern und an einer kleinen Menge von Probenflüssigkeit bei kurzer Messzeit die Konzentration genau zu messen.
Durch die vorliegende Erfindung ist ein Messinstrument geschaffen, welches ein Analyseinstrument mit einem Kanal zum Hindurchleiten einer Probenflüssigkeit mit einer festen Komponente und zur Bildung eines Flüssigreaktionsfeldes und einer ersten und zweiten Elektrode umfasst, die zur Anlegung einer Spannung an das Flüssigreaktionsfeld dienen, wobei die erste Elektrode eine Elektronentransferfläche zur Lieferung von Elektronen an das Flüssigreaktionsfeld oder zur Aufnahme von Elektronen aus dem Reaktionsfeld bei Anlegung der Spannung an das Flüssigreaktionsfeld über die ersten und zweiten Elektroden umfasst, und welches mit Konzentrationsmitteln zur Steigerung der Konzentration der festen Komponenten in dem Teil versehen ist, der mit der Elektronentransferfläche in dem Flüssigreaktionsfeld in Kontakt steht, entsprechend den Ansprüchen.
Die Konzentrationsmittel umfassen beispielsweise eine wasserabsorbierende Schicht, die ein absorbierendes Polymermaterial enthält. Das absorbierende Polymermaterial muss in der Lage sein, genügend flüssige Komponente zu absorbieren, um das Ziel der vorliegenden Erfindung zu erreichen, und die Menge absorbierten Wassers darf nicht so sein, dass sie die Messergebnisse beeinträchtigt. Infolgedessen ist der Einsatz eines absorbierenden Polymermaterials wünschenswert, welches eine Wasserabsorptionsleistung von 10 bis 500 g/g aufweist.
Das Messinstrument umfasst beispielsweise ein Substrat, auf dem die erste und die zweite Elektrode ausgebildet ist, wobei über das Substrat eine Abdeckung gelegt ist.
Die wasserabsorbierende Schicht ist als Film auf mindestens einem Teil der Abdeckung ausgebildet, der beispielsweise der Elektronentransferschicht gegenüber liegt. In diesem Fall ist die wasserabsorbierende Schicht vorzugsweise so geformt, dass ihre Abmessung in Richtung der Dicke des Substrates ohne Wasserabsorption und mit Wasserabsorption 1/30 bis 1/10 bzw. 1/5 bis 3/5 der Abmessung in der Richtung der Dicke des Kanals beträgt. Die wasserabsorbierende Schicht kann auch wasserlöslich ausgebildet sein.
Die wasserabsorbierende Schicht kann auch über die Länge oder fast über die Länge des Kanals ausgebildet sein. Eine derartige wasserabsorbierende Schicht kann die Abdeckung sein, wenn die Abdeckung ein absorbierendes Material enthält.
Die wasserabsorbierende Schicht kann ein Pulver eines absorbierenden Polymermaterials sein, welches von der Abdeckung getragen wird. Die mittlere Korngröße des Pulvers ohne Wasserabsorption beläuft sich beispielsweise auf 100 bis 1000 μm. Dies beruht darauf, dass bei untunlich geringer mittlerer Korngröße die Ausbildung der wasserabsorbierenden Schicht schwierig ist, so dass sie nicht genügend Wasser absorbieren kann, um ihr Ziel zu erreichen, während bei untunlich großer mittlerer Korngröße sie die Wasserströmung in dem Kanal mehr als nötig behindern wird.
Die wasserabsorbierende Schicht kann auch stromabwärts von der Elektronentransferfläche in dem Kanal in dem Strom der Probenflüssigkeit angeordnet werden. Diese wasserabsorbierende Schicht wird beispielsweise entweder auf dem Substrat oder der Abdeckung angeordnet. In diesem Fall beträgt die Abmessung der wasserabsorbierenden Schicht in Richtung der Strömung der Probenflüssigkeit vorzugsweise ¼ bis ½ des Abstandes vom Kanaleinlass bis zum am weitesten stromabwärts gelegenen Punkt der Elektronentransferfläche in Richtung der Strömung der Probenflüssigkeit, damit die feste Komponente in der gewünschten Weise konzentriert werden kann. Aus dem gleichen Grund ist es wünschenswert, dass während der Wasserabsorption die Dicke des Teils, welches die wasserabsorbierende Schicht hat, 0 bis 15 μm beträgt.
Die wasserabsorbierende Schicht kann auch so ausgebildet sein, dass sie einen Teil aufweist, der in wenigstens einem Bereich stromaufwärts und benachbart der Elektronentransferfläche und einem Bereich stromabwärts von und benachbart der Elektronentransferfläche geformt ist. In diesem Fall ist die wasserabsorbierenden Schicht vorzugsweise so geformt, dass sie sowohl einen Teil in einem Bereich stromaufwärts von und benachbart der Elektronentransferfläche und einen Teil stromabwärts von und be nachbart der Elektronentransferfläche umfasst, und sie ist beispielsweise so geformt, dass sie die Elektronentransferfläche umgibt.
Die Konzentrationsmittel können auch stromabwärts von der Elektronentransferfläche in dem Kanal in Richtung der Bewegung der Probenflüssigkeit vorgesehen sein. Sie können durch einen absorptionsresistenten Damm gebildet sein, um die Bewegung der festen Bestandteile zu behindern.
Der Damm ist so geformt, dass die Dicke des Kanals im Bereich des Damms beispielsweise 5 bis 15 μm beträgt, so dass die gewünschte Konzentration der festen Komponenten eintritt.
Die in dem vorliegenden Messinstrument gemessene Flüssigkeit kann klassisch Blut sein, welches Blutzellen als feste Komponente enthält. Das Messinstrument der vorliegenden Erfindung kann für einen weiten Bereich von Probenflüssigkeiten mit festen Komponenten eingesetzt werden, und es ist die gemessene Probenflüssigkeit nicht auf Blut beschränkt.
KURZE BESCHREIBUNG DER ZEICHNUNGEN
1 ist eine perspektivische Ansicht eines Biosensors entsprechend einer ersten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
2 ist eine perspektivische Explosionsansicht des Biosensors nach 1.
3 ist ein Querschnitt nach der Linie III-III in 1.
4A und 4B sind Querschnitte wie in 3 zur Erläuterung der Strömung des Blutes durch den inneren Kanal des Biosensors.
5 ist ein Blockschaltbild, welches den Biosensor nach 1 in einem Konzentrationsmesssystem zeigt.
6 ist ein Querschnitt, der einen Biosensor entsprechend einer zweiten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigt.
7 ist ein Querschnitt, der einen Biosensor nach einem dritten Ausführungsbeispiel der vorliegenden Erfindung zeigt.
8A und 8B sind Querschnitte, die einen Biosensor entsprechend einer vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung zeigen.
9 ist ein Querschnitt eines Biosensors entsprechend einer fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung.
10A und 10B sind perspektivische Ansichten, die den Biosensor der 9 ohne Abdeckung und Abstandselemente zeigen.
11 ist ein Diagramm des Zeitverlaufs des Ansprechstroms in dem Biosensor der Ausführungsform 1.
12 ist ein Diagramm des Zeitverlaufs des Ansprechstroms in dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1.
13 ist ein Diagramm, welches den Effekt von Hämatokrit (Hct) in dem Biosensor der Ausführungsform 1 zeigt.
14 ist ein Diagramm, welches den Effekt von Hämatokrit (Hct) in dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1 zeigt.
BESTE AUSFÜHRUNGSFORM DER ERFINDUNG
Die Ausführungsformen 1 bis 5 der vorliegenden Erfindung werden nachstehend im Einzelnen unter Bezugnahme auf die Zeichnungen erläutert.
Zunächst wird die erste Ausführungsform der vorliegenden Erfindung dargestellt, wobei eine Blutzuckermessung als ein Beispiel unter Bezugnahme auf die 1 bis 5 verwendet wird.
Der in den 1 und 2 dargestellte Biosensor 1 wird zur Messung von Glukosekonzentrationen im Blut verwendet. Er wird eingesetzt in das Konzentrationsmesssystem 2 (siehe 5) verwendet. Dieser Biosensor 1 umfasst eine Abdeckung 5, die über ein rechteckiges Substrat 3 gelegt ist, wobei zwei Abstandshalter 40 und 41 dazwischen angeordnet sind und es ist, wie aus 3 ersichtlich, durch diese Elemente 3, 40, 41 und 5 ein kapillares Element 6 gebildet.
Das kapillare Element 6 bewegt durch Kapillarwirkung Blut und besitzt einen inneren Kanal 60 zur Aufnahme des Blutes. Dieser innere Kanal 60 erstreckt sich in Richtung der kurzen Seite des Substrats 3 und steht über Endöffnungen 61 und 62 mit der Umgebung in Verbindung. Die Endöffnung 61 dient zur Einführung von Blut in den inneren Kanal 60, und wenn Blut durch den inneren Kanal 60 bewegt wird, dient die Endöffnung 62 zur Entfernung von Gas aus dem inneren Kanal 60.
Wie in den 1 bis 3 gezeigt, dienen die beiden Abstandselemente 40 und 41 zur Verbindung der Abdeckung 5 mit dem Substrat 3 und zur Bestimmung der Abmessungen des inneren Kanals 60 des Kapillarelements 6. Die beiden Abstandselemente 40 und 41 erstrecken sich in der Richtung der kurzen Seite des Substrats 3 und sind mit einem dazwischen liegenden Abstand in der Längsrichtung des Substrats 3 angeordnet.
Eine Arbeitselektrode 31 und eine Gegenelektrode 32 sind in der Längsrichtung des Substrats 3 auf dessen Oberseite 30 angeordnet. Der Reaktionsbereich 33 ist ebenfalls auf der Oberseite des Substrats vorgesehen, so dass er nacheinander sowohl die Arbeitselektrode 31 als auch die Gegenelektrode 32 schneidet. Der den Reaktionsbereich 33 kontaktierende Teil der Arbeitselektrode 31 umfasst die Elektronentransferfläche 31a.
Der Reaktionsbereich 33 ist durch ein festes Material gebildet, welches eine Oxidoreduktase und einen Elektronentransporter umfasst. Glukoseoxidase oder Glukosedehydrogenase beispielsweise können als Oxidoreduktase eingesetzt werden. Der Elektronentransporter wird durch die Anlegung einer Spannung und Reaktionen oxidiert oder reduziert. Bei der Blutzuckermessung kann beispielsweise Kaliumferricyanit als Elektronentransporter eingesetzt werden. Bei dieser Ausführungsform ist der Elektronentransporter in einer oxidierten Form vorhanden, bevor das Blut zugeführt wird.
Wie in den 2 und 3 gezeigt, ist auf einer Seite 50 der Abdeckung 5 eine wasserabsorbierende Schicht 51 ausgebildet. Dieser wasserabsorbierende Schicht 51 ist auf einer Seite 50 der Abdeckung 5 so ausgebildet, dass sie der Elektronentransferfläche 31a gegenüberliegt, die in dem inneren Kanal 60 auf der Arbeitselektrode 31 angeordnet ist. Diese wasserabsorbierende Schicht 51 kann hergestellt werden, indem ein wasserabsorbierendes Flächengebilde mit absorbierendem Polymermaterial an der Abdeckung 5 angebracht wird. Diese wasserabsorbierende Schicht 51 ist so ausgebildet, dass ihre Dicke beispielsweise ein 1/30 bis 1/10 der Höhe (H) des inneren Kanals ohne Wasserabsorption ist, und so, dass Ihre Dicke mit Wasserabsorption 1/5 bis 3/5 der Höhe (H) des inneren Kanals 60 ist.
Als absorbierendes Polymermaterial wird ein Material mit einer Wasserabsorptionsleistung von beispielsweise 10 bis 500 g/g verwendet. Besondere Beispiele des absorbierenden Polymermaterials umfassen vernetzte Acrylatpolymere, vernetzte Vinylalkoholacrylatpolymere, mit vernetztem Maleinsäure-Anhydrid gepfropfter Polyvinylalkohol, vernetztes Isobutylen-Maleinsäure-Anhydrid Copolymer, mit Alkalisalzen vernetzte Carboxymethylcellulose, vernetzte teilweise neutralisierte Polyacrylsäure und dergleichen. Die wasserabsorbierende Schicht kann vollständig aus einem absorbierenden Polymermaterial bestehen oder eine Schicht sein, die eine Mischung aus einem absorbierenden Polymermaterial und einem nicht absorbierenden Polymermaterial ist. Die wasserabsorbierende Schicht 51 kann hergestellt werden, indem zunächst eine Lösung eines absorbierenden Polymermaterials in einem Lösungsmittel auf die Abdeckung aufgetragen und diese dann getrocknet wird.
Wie in 5 gezeigt, umfasst das Konzentrationsmesssystem 2 erste und zweite Anschlüsse 20a und 20b, einen Spannungsaufbringungsteil 21, einen Strommessteil 22, einen Detektionsteil 23, einen Steinerrteil 24, einen Rechnerteil 25 und einen Anzeigeteil 26.
Die ersten und zweiten Anschlüsse 20a und 20b dienen zur Kontaktierung mit den Anschlüssen 31b und 32b der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 in dem Biosensor 1, wenn der Biosensor 1 an dem Konzentrationsmesssystem 2 angebracht ist.
Der Spannungsaufbringungsteil 21 dient zur Aufbringung einer Spannung zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 des Biosensors 1 über die ersten und zweiten Anschlüsse 20a und 20b. Der Spannungsaufbringungsteil 21 ist elektrisch mit den ersten und zweiten Anschlüssen 20a und 20b verbunden. Der Spannungsaufbringungsteil 21 umfasst beispielsweise eine Gleichstromleistungsquelle wie eine Trockenbatterie oder einem Charger.
Der Strommessteil 22 misst den Strom, wenn durch den Spannungsaufbringungsteil 21 eine Spannung zwischen den Anschlüssen 31b und 32b der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 angelegt ist.
Der Detektionsteil 23 detektiert aufgrund des von den Strommessteil 22 gemessenen Stroms, ob eine Probenflüssigkeit im Reaktionsteil 33 (siehe 1 bis 3) zugeführt worden ist, nachdem der Biosensor 1 an dem Konzentrationsmesssystem 2 angebracht worden ist.
Der Steuerteil 24 steuert den Spannungsaufbringungsteil 21 und wählt aus, ob zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 eine Spannung angelegt wird oder nicht.
Der Rechnerteil 25 berechnet die Blutzuckerkonzentration aufgrund des von dem Strommessteil 22 gemessenen Stroms. Der Rechnerteil 25 ist so ausgelegt, dass er die Blutzuckerkonzentration beispielsweise durch amperometrische Mittel berechnet.
Der Detektionsteil 23, der Steuerteil 24 und der Rechnerteil 25 können mehrfache Speicher (wie ROM oder RAM) enthalten, die an eine zentrale Rechnereinheit (CPU) angeschlossen sind.
Der Displayteil 26 zeigt die Rechenresultate des Rechnerteils 25 an, zusammen beispielsweise mit Fehlerhinweisen und Betriebsverfahren, und kann beispielsweise eine Flüssigkristallanzeige umfassen.
Nunmehr werden die Verfahren zur Messung der Blutzuckerkonzentration unter Einsatz des Biosensors 1 und des Konzentrationsmesssystems 2 erläutert.
Wie in 5 dargestellt, wird der Biosensor 1 zunächst an dem Konzentrationsmesssystem 2 angebracht. Die Anschlüsse 31b und 32b der Arbeitselektrode 31 bzw. der Gegenelektrode 32 des Biosensors 1 werden dabei mit den ersten bzw. zweiten Anschlüssen 20a und 20b des Konzentrationsmesssystems 2 verbunden. Dies erlaubt die Anlegung einer Spannung zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 über die ersten bzw. Anschlüsse 20a und 20b. Unter tatsächlichen Messbedingun gen wird zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 eine konstante Spannung angelegt, sobald der Biosensor an dem Konzentrationsmesssystem 2 angebracht ist. Die zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 angelegte konstante Spannung wird beispielsweise auf den Bereich von 100 bis 1000 mV eingestellt. Bei diesem Ausführungsbeispiel wird die Anlegung der konstanten Spannung zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 dauernd vorgenommen, bis der sich einstellende Strom für die Berechnung der Blutzuckerkonzentration gemessen worden ist.
Dann wird durch die Endöffnung 61 des Biosensors 1 Blut zugeführt. Wie in den 4A und 4B gezeigt bewegt sich das Blut BL durch Kapillarwirkung durch den inneren Kanal 60 von der Endöffnung 61 zur Endöffnung 62 des Kapillarelements 6. Wie aus 4B hervorgeht, wird Blut BL zugeführt, bis es die Endöffnung 62 erreicht und der innere Kanal 60 des Kapillarelements 6 voll Blut BL ist. Dabei ist der Reaktionsbereich 33 (siehe 4A) mit Blut BL gefüllt und es ist in dem inneren Kanal 60 ein flüssiges Reaktionssystem gebildet. Die wasserabsorbierende Schicht 51 absorbiert hierbei die Plasmakomponente des Bluts BL, und es nimmt die wasserabsorbierende Schicht 51 an Dicke zu. Dadurch wird die Bewegung der Blutzellen B1 durch die wasserabsorbierende Schicht 51 behindert. Es nimmt die Konzentration von Blutzellen B1 auf der und um die Oberfläche der Elektronentransferfläche 31a der Arbeitselektrode 31 herum zu.
In dem flüssigen Reaktionssystem wird die Glukose in dem Blut BL durch Oxidoreduktase oxidiert, während der Elektronentransporter reduziert wird. Wenn eine Spannung angelegt wird, bewegt sich der reduzierte Elektronentransporter gegen die Oberfläche der Elektronentransferfläche 31a der Arbeitselektrone 31 hin, liefert Elektronen an die Elektronentransferfläche 31a und wird wieder ein oxidierter Elektronentransporter. Die Menge der der Elektronentransferfläche 31a zugeführten Elektronen wird gemessen als resultierender Strom durch den Strommessteil 22 über die ersten bzw. zweiten Anschlüsse 20a und 20b.
In der Zwischenzeit wird der durch den Strommessteil 22 gemessene resultierende Strom durch den Detektionsteil 23 überwacht und sobald der resultierende Strom eine Schwelle überschreitet, detektiert der Detektionsteil 23, dass das Blut, dem Reaktionsbereich 33 zugeführt worden ist und der Reaktionsbereich 33 aufgelöst ist. Wenn der Detektionsteil 23 die Zufuhr vom Blut detektiert hat, bewertet der Detektionsteil 23, ob seit dieser Detektion eine festgelegte Zeit verstrichen ist.
Wenn der Detektionsteil 23 festgestellt hat, dass eine festgelegte Zeit vorüber ist, wird in dem Strommessteil 22 ein resultierender Strom gemessen, und es wird die Blutzuckerkonzentration durch den Rechnerteil 25 auf der Basis des resultierenden Stroms berechnet. Die Berechnung der Blutzuckerkonzentration wird durchgeführt, indem zunächst der resultierende Strom in eine Spannung umgewandelt und dann die Spannung mit einer vorher vorbereiteten Referenzkurve verglichen wird, die die Relation zwischen Spannungswerten und Blutzuckerkonzentrationen wiedergibt. Das Rechenergebnis des Rechnerteils 25 wird beispielsweise auf dem Displayteil 26 wiedergegeben.
Bei der vorliegenden Ausführungsform wird die Plasmakomponente des Blutes BL bei Zufuhr vom Blut zu dem inneren Kanal 60 des Kapillarelements durch die wasserabsorbierende Schicht 51 absorbiert, wodurch die Konzentration an Blutzellen B1 auf der und um die Oberfläche der Elektronentransferfläche 31a der Arbeitselektrode 31 herum vergrößert wird. Auf diese Weise kommt der Bereich auf der und um die Oberfläche der Elektrodentransferfläche 31a künstlich in den gleichen Zustand, als wenn Blut BL mit hohem Hämatokritwert zugeführt würde. Wenn ferner ein absorbierendes Polymermaterial mit einer Wasserabsorptionsleistung von 10 bis 500 g/g verwendet wird, wird die wasserabsorbierende Schicht 51 umso mehr Plasma absorbieren, je niedriger der Hämatokritwert des Blutes BL ist. Demzufolge kann ein ähnlich hoher Hämatokrit-Zustand um die wasserabsorbierende Schicht 51 herum erreicht werden, unabhängig davon ob der Hämatokritwert hoch oder niedrig ist.
Der Biosensor 1 kann auch Probleme lösen, die bei der Trennung der Blutzellen vom Blut in dem Messinstrument auftreten. Bei Methoden zur Trennung von Blutzellen muss die Plasmakomponente durch eine Trennmembran hindurchtreten, was die Messzeit verlängert und die Blutmenge reduziert, die bei der Reaktion verwendbar ist, relativ zu der zugeführten Menge. Im Gegensatz dazu wird in dem Biosensor 1, weil keine Trennmembran oder andere Behinderung der Fortbewegung des Blutes durch den inneren Kanal 60 des Kapillarelements 6 vorhanden ist, die Messzeit nicht verlängert, wie es bei einer Trennmembran der Fall wäre. Da ferner in dem Biosensor 1 das meiste des dem inneren Kanal 60 des Kapillarelements zugeführte Blut mit der Oxidoreduktase des Reaktionskanals 33 zur Reaktion gebracht werden kann, können Konzentrationen mit einer nur geringen Menge an Blut BL sauber gemessen werden.
Nunmehr wird ein Biosensor entsprechend der zweiten Ausführungsform in der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf 6 erläutert.
In dem Biosensor 1A in 6 ist eine Wasser absorbierende Schicht 51A über die gesamte Länge des Kapillarelements 6 ausgebildet. Diese Wasser absorbierende Schicht 51A kann beispielsweise dadurch hergestellt werden, dass ein Wasser absorbierendes Flächengebilde aus einem absorbierenden Polymermaterial an der Abdeckung befestigt wird. Die Wasser absorbierende Schicht 51A kann auch geformt werden, in dem die Abdeckung mit einer Lösung von absorbierendem Polymermaterial beschichtet wird, welches zusammen mit einer klebenden Komponente in einem Lösungsmittel aufgelöst wird, um anschließend die Beschichtung zu trocknen.
Eine absorbierende Schicht kann über die gesamte Länge des Kapillarelements 6 auch dadurch ausgebildet werden, dass die gesamte Abdeckung 5 Wasser absorbierend gemacht wird und als Ganzes die Wasser absorbierende Schicht umfasst. Eine derartige Wasser absorbierende Schicht (Abdeckung) kann beispielsweise hergestellt werden, in dem zunächst ein absorbierendes Polymermaterial mit einem Harzmaterial gemischt wird, um ein Formmaterial zu erzeugen, welches dann einer Harzformung unterworfen wird.
Nunmehr wird ein Biosensor entsprechend der dritten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf 7 erläutert.
Der Biosensor 1B der 7 umfasst eine Wasser absorbierende Schicht 51B mit Wasser absorbierenden Polymerkörnern. Diese Wasser absorbierende Schicht 51B, in der die absorbierenden Polymerkörner 51Bb auf einer Seite eines doppelseitigen Bandes 51Ba festgehalten sind, ist an der Abdeckung unter Ausnutzung der Klebefähigkeit der anderen Seite des doppelseitigen Bandes befestigt. Es kann ein absorbierendes Polymer vorzugsweise mit einer mittleren Korngröße von 100–1000 μm eingesetzt werden.
Es wird nunmehr ein Biosensor entsprechend der vierten Ausführungsform der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die 8A und 8B erläutert.
In dem Biosensor 1C der 8A ist eine Wasser absorbierende Schicht 51C an dem Substrat 3 stromabwärts in Richtung des Blutstroms von der Elektronentransferschicht 31a der Arbeitselektrode 31 ausgebildet. Die Wasser absorbierende Schicht 51c kann auch auf der Abdeckung 5 ausgebildet werden.
Bei diesem in 8B dargestellten Biosensor 1C dehnt sich die Wasser absorbierende Schicht 510 aus, wenn Blut in das Kapillarelement 6 eingeleitet wird, wodurch der räumliche Querschnittsbereich des Teils des Kapillarelements 6 verringert wird, wenn er die Wasser absorbierende Schicht 51C gebildet hat. Als Ergebnis wird die Bewegung der Blutzellen B1 durch die Wasser absorbierende Schicht 51C behindert, und sie sammeln sich nahe der Elektronentransferfläche 31a an, so dass die Konzentration der Blutzellen B1 um die Elektronentransferfläche 31a herum zunimmt.
Damit dies wirksam wird, ist die Wasser absorbierende Schicht 51C vorzugsweise so geformt, dass der Abstand L zwischen der Wasser absorbierenden Schicht 51C und der oberen Begrenzungsfläche der Kapillaren 0 bis 15 μm beträgt, wenn das Kapillarelement 6 mit Blut gefüllt. Ist. Um weiterhin die Konzentration von Blutzellen B1 um die Elektronentransferfläche 31a herum zuverlässiger zu erhöhen, ist es wünschenswert, dass die Abmessung W1 der Wasser absorbierenden Schicht 51C in Strömungsrichtung des Blutes B2 relativ groß gemacht ist. Die Abmessung W1 wird in diesem Fall vorzugsweise zu ungefähr ¼ bis ½ des Abstandes W2 zwischen dem Einlass 68 des Kapillarelements 6 und dem stromabwärts gelegenen Ende 31a' der Elektronentransferfläche 31a gewählt.
Eine der Wasser absorbierenden Schicht 51c der 8A und 8B ähnliche Funktion kann auch mit einem nicht (oder nur wenig) wasserlöslichen Dammteil erzielt werden. Anstatt eine Ansammlung von Blutzellen in Folge Absorption der Plasmakomponente und Expansion zu verursachen, können die Querschnittsabmessungen stromabwärts der Elektronentransferfläche 31a in dem Kapillarelement 6 durch die Bildung eines Dammes kleingemacht werden, bevor Blut zugeführt wird. Dieser dann ist vorzugsweise so ausgebildet, dass der Abstand (entsprechend L in 8B) zwischen dem Damm und dem Substrat (oder der Abdeckung) 5 bis 15 μm beträgt. Der Damm kann entweder an dem Substrat oder der Abdeckung ausgebildet werden.
Nunmehr wird ein Biosensor entsprechend der fünften Ausführungsform der vorliegenden Erfindung unter Bezugnahme auf die 9, 10A und 10B erläutert.
In dem Biosensor 1D der 9 ist eine Wasser absorbierende Schicht 51D so ausgebildet, dass sie einen Teil in der Nähe der Elektronentransferfläche 31a der Arbeitselektrode 31 hat. Wie in 10a dargestellt, kann die Wasser absorbierende Schicht 51B in zwei Bereichen stromaufwärts der Elektronentransferfläche 31a, (siehe 9) angeordnet oder, wie in 10C dargestellt, als rechteckiger Rahmen ausgebildet sein. In der in 10A wiedergegebenen Konfiguration kann auch eine der beiden Wasser absorbierenden Schichten 51E weggelassen werden.
Die Messung der Glukosekonzentration des Blutes wurde als Beispiel für die obige Erläuterung genommen, doch ist die vorliegende Erfindung auch auf die Messung anderer Komponenten im Blut wie Cholesterol, Milchsäure, Milirubin und dergleichen anwendbar, ebenso wie auf andere Probenflüssigkeiten als Blut.
Beispiele
Nachstehend wird gezeigt, dass der Effekt von Blutzellen im Blut auf die Messung des resultierenden Stroms durch den Biosensor der vorliegenden Erfindung reduziert wird.
[Beispiel 1]
(Präparation eines Glukosesensors)
In diesem Beispiel wurde ein Biosensor mit der gleichen Struktur wie in den 1 bis 4 hergestellt. Bei diesem Sensor wurden die Länge L, die Breite W und die Höhe H des Inneren Kanals 60 des Kapillarelements 6 zu 3 mm, 1 mm bzw. 40 μm (siehe 1 und 3) vorgegeben. Die Arbeitselektrode 31 und die Gegenelektrode 32 wurden durch Siebdruck mit Kohletusche (Japan Acheson „electrodag 423 SS") ausgebildet. Dem Reaktionsbereich 33 wurde eine Zweischichtenstruktur gegeben, die aus einer Elektronentransportschicht und einer Enzyme enthaltenden Schicht bestand. Die Elektronentransportschicht wurde hergestellt, in dem zunächst 0,4 μL einer ersten Materialflüssigkeit mit einem Elektronentransporter auf das Substrat 3 aufgebracht und dann die erste Materialflüssigkeit durch Blasen (30 °C, 10% Rh) getrocknet wurde. Die Enzyme enthaltene Schicht wurde ausgebildet, indem zunächst 0,3 μL einer zweiten Materialflüssigkeit enthaltend Oxidoreduktase auf die Elektronentransportschicht aufgetragen und dann die zweite Materialflüssigkeit durch Blasen (30 °C, 10% Rh) getrocknet wurde.
Die erste Materialflüssigkeit wurde durch Mischen der flüssigen Komponenten der folgenden Tafel ein in numerischer Reihenfolgen von eins bis vier hergestellt. Die Mischung wurde ein bis drei Tage stehen gelassen und dann der Elektronentransporter hinzuaddiert. Die zweite Materialflüssigkeit wurde durch Auflösung einer Oxidoreduktase in 0,1% CHAPS präpariert.
Als Elektronentransporter wurde [Ru(NH₃)₆]Cl₃ (Dojin Chemical Laborstory „LM722") verwendet und als Oxidoreduktase PGGGDH (800 U/mg Glucose Entwässerungsaktivität).

(1) SWN Lösung (2) CHAPS Lösung (3) Destilliertes Wasser (4) ACES Lösung

Konzen-traton Gehalt Konzentration Gehalt Konzentration Gehalt

1,2% 250 μL 10% 25 μL 225 μL 200 mM 500 μL
In der Tafel bedeutet SWN eine Abkürzung für Luzentite SWN CHAPS ist eine Abkürzung für 3-[(3-cholamidopropyl Dimethylamon]Propansulfonsäure, und ACES ist eine Abkürzung für N-(2-Acetamido)-2-Aminoethansulfonsäure. Als SWN wurde die Coop Chemikalie „3150", als CHAPS die Dojin chemical Laborstory „KC062" und als ACES Dojin chemical Laborstory „ED067" verwendet. Die ACES Lösung wurde auf ein pH von 7,5 eingestellt.
Die Wasser absorbierende Schicht 51 wurde mit einer Dicke von 2 μm ausgebildet, indem zunächst 0,1 μL eines Beschichtungsmaterials mit einem absorbierendem Polymer auf die Zielseite der Abdeckung 5 aufgetragen und dann getrocknet wurde (30 °C, 10 % Rh). 7 Gewichtssteile eines absorbierenden Polymers (Sumitomo „Aquacork" aufgelöst in 100 Gewichtsteilen Methanol wurde als Beschichtungsmaterial eingesetzt.
(Messung des resultierenden Stroms)
Unter Verwendung des vorstehend beschriebenen Biosensors wurde der zeitliche Verlauf des resultierenden Stroms für drei Bluttypen mit verschiedenen Hämatokritwerten (Hct 20%, Hct 42 % und Hct 69%) (Hct) und einer Glukosekonzentration von 447 mg/dL bestimmt. Der resultierende Strom wurde für jeden Hct-typ des Bluts 5 mal gemessen. Die dem Inneren Kanal 60 des Biosensors 1 zugeführtem Blutmenge betrug 0,5 μL, und die zwischen der Arbeitselektrode 31 und der Gegenelektrode 32 angelegte Spannung belief sich auf 500 mV. Die Ergebnisse sind in 11 dargestellt.
Die Wirkung des Hct wurde auf der Basis des resultierenden Stroms 5 Sekunden nach der Zuführung des Blutes untersucht. Die Ergebnisse sind in 13 dargestellt. In 13 ist HcT (%) auf der horizontalen Achse und die prozentuale Abweichung von dem resultierenden Strom bei Hct 42 % auf der vertikalen Achse wiedergegeben. Die prozentuale Abweichung ist in 13 als Mittelwert aus 5 Messungen dargestellt.
Vergleichsbeispiel 1
Bei diesem Vergleichsbeispiel wurde ein Biosensor verwendet, bei dem die absorbierende Schicht des Biosensors des Beispiels 1 weggelassen war. Der zeitliche Verlauf des resultierenden Stroms wurde wie im Beispiel 1 für drei Typen von Blut mit unterschiedlichen Hct gemessen. Der resultierende Strom wurde für jeden Hct-Typ des Bluts 5 mal gemessen. Die Resultat sind in 12 dargestellt. Ebenso wie im Beispiel 1 wurde der Effekt des Hct auf der Basis des resultierenden Stroms 5 Sekunden nach dem Beginn der Blutzufuhr ermittelt. Die Resultate sind in 14 dargestellt.
Diskussion der Versuchsergebnisse
Wie aus den 11 und 12 ersichtlich ist, neigte der resultierende Strom bei dem Biosensor der 1 schneller dazu zu konvergieren als bei dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1, wenn Blut unterschiedlichen Hct's gemessen wurde. Wie zum Beispiel aus der Betrachtung der 5-Sekundenwerte für den resultierenden Strom verständlich wird, ist erstens die Differenz in dem resultierenden Strom zwischen Hct 20 % und Hct 69 % bei dem Biosensor des Beispiels 1 kleiner als bei dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1. Zweitens war der resultierende Strom für jede Probe bei dem Biosensor des Beispiels 1 ungefähr nach 8 Sekunden gleichmäßig. Mit dem Biosensor des Vergleichbeispiels 1 dagegen dauerte es etwa 15 Sekunden, bis der resultierende Strom gleichmäßig wurde.
Diese Ergebnisse bedeuten, dass der Biosensor des Beispiels 1 zur Ausführung einer sauberen Konzentrationsmessung in kürzerer Zeit in der Lage ist als der Biosensor des Vergleichsbeispiels 1. Da ferner in den Biosensoren des Beispiels 1 und des Vergleichsbeispiels 1 der innere Kanal 60 des Kapillarelements ein geringes Volumen von 0,5 μL aufweist, ist ersichtlich, dass der Biosensor des Beispiels 1 kleine Blutmengen präzise messen kann.
Obwohl die Reproduzierbarkeit bei dem Biosensor des Beispiels 1 geringer als bei dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1 ist, ist dies wahrscheinlich Schwankungen in der Ausbildung der Wasser absorbierenden Schicht 51 zuzuschreiben, weil das Beschichtungsmaterial zur Bildung der Wasser absorbierenden Schicht 51 von Hand aufgetragen wurde. Es könnte daher die Reproduzierbarkeit wahrscheinlich verbessert werden, wenn die Wasser absorbierende Schicht 41 gleichmäßig ausgebildet werden könnte.
Wie aus den 13 und 14 hervorgeht, hatte der Biosensor des Beispiels 1 bei dem resultierenden Strom im Hct-Bereich von 20–69% eine Abweichung von +5% 5 Sekunden nach Beginn der Blutzufuhr in den, während der Biosensor des Vergleichsbei spiels 1 eine Abweichung von 20% aufwies. Dies bedeutet, dass bei dem Biosensor des Beispiels 1 der Hct Wert den resultierenden Strom weniger beeinflusst als er es bei dem Biosensor des Vergleichsbeispiels 1 tut. Diese Ergebnisse zeigen, dass die Wirkung des Hct Wertes des Blutes durch den Einsatz der Wasser absorbierenden Schicht 51 wie bei dem Biosensor in dem Beispiel 1 reduziert wird.
Wie vorstehend erläutert, ist es mit dem Messinstrument der vorliegenden Erfindung möglich, eine Konzentration in einer kleinen Menge von Probenflüssigkeit präzise zu messen, während die Wirkung von festen Komponenten in der Probenflüssigkeit gesteuert wird, und dabei die Messzeit kurz zuhalten.

Claims

Messinstrument mit einem Kanal (60) zur Beförderung einer Probenflüssigkeit (BL) mit einer festen Komponente (B1) und zur Bildung eines Flüssigreaktionsfeldes und mit ersten und zweiten Elektroden (31, 32), die zur Anlegung einer Spannung an das Flüssigreaktionsfeld dienen, wobei die erste Elektrode (31) eine Elektronentransferfläche (31a) umfasst, mittels derer Elektronen an das Flüssigreaktionsfeld abgegeben oder Elektronen aus dem Reaktionsfeld aufgenommen werden, wenn eine Spannung über die ersten und zweiten Elektroden an das Flüssigreaktionsfeld angelegt wird, dadurch gekennzeichnet, dass das Messinstrument eine Wasser absorbierende Schicht (51, 51A–51D) zur Erhöhung der Konzentration der festen Komponente in einem Teil umfasst, der die Elektronentransferfläche (31a) in dem Flüssigreaktionsfeld kontaktiert.
Messinstrument nach Anspruch 1, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51, 51A–51D) ein absorbierendes Polymermaterial enthält.
Messinstrument nach Anspruch 2, bei dem absorbierende Polymermaterial eine Wasserabsorptionsleistung von 10 bis 500 g/g aufweist.
Messinstrument nach einem der Ansprüche 1 bis 3 umfassend ein Substrat (3), auf welchem die ersten und zweiten Elektroden (31, 32) ausgebildet sind, und eine über das Substrat gelegte Abdeckung (5).
Messinstrument nach Anspruch 4, bei welchem die Wasser absorbierende Schicht als Film (51A) auf zumindest einem Teil der Abdeckung ausgebildet ist, der der Elektronentransferfläche (31a) gegenüber liegt.
Messinstrument nach Anspruch 4 oder 5, bei dem die Abmessung der Wasser absolvierenden Schicht (51, 51A–51D) in der Dickenrichtung des Substrats (3) ohne Wasserabsorption und mit Wasserabsorption 1/30 bis 1/10 bzw. 1/5 bis 3/5 der Abmessung des Kanals in der Dickenrichtung ist.
Messinstrument nach einem der Ansprüche 4 bis 6, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51A) über die gesamte oder den größten Teil der Länge des Kanals (60) ausgebildet ist.
Messinstrument nach Anspruch 7, dadurch gekennzeichnet, dass die Wasser absorbierende Schicht durch die Abdeckung (5) selbst gebildet ist, indem die Abdeckung absorbierendes Polymermaterial enthält.
Messinstrument nach einem der Ansprüche 4 bis 8, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51B) ein Pulver des absorbierenden Polymermaterials umfasst, welches von der Abdeckung (5) getragen wird.
Messinstrument nach Anspruch 9, bei dem die mittlere Korngröße des Pulvers 100 bis 1000 μm ohne Wasserabsorption beträgt.
Messinstrument nach einem der Ansprüche 1 bis 6, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51B) stromabwärts von der Elektronentransferfläche (31a) in der Strömungsrichtung der Probenflüssigkeit (BL) in dem Kanal (60) vorgesehen ist.
Messinstrument nach Anspruch 11, bei dem die Abmessung der Wasser absorbierenden Schicht (51C) in Strömungsrichtung der Probenflüssigkeit (BL) sich auf ¼ bis ½ des Abstandes von dem Kanaleinlass (61) bis zu dem am weitesten stromabwärts gelegenen Punkt der Elektronentransferfläche (31a) in Strömungsrichtung der Probenflüssigkeit beläuft.
Messinstrument nach Anspruch 11 oder 12, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51C) so ausgebildet ist, das die Dickenabmessung des Teils des Kanals, in der die Wasser absorbierende Schicht ausgebildet ist, 0 bis 15 μm mit Wasserabsorption beträgt.
Messinstrument nach Anspruch 4, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51D) einen Teil aufweist, der im wenigsten einen Bereich stromaufwärts und nahe der Elektronentransferfläche (31a) und einem Bereich stromabwärts und nahe der Elektronentransferfläche aufweist.
Messinstrument nach Anspruch 14, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51D) einen Teil aufweist, der in einen Bereich stromaufwärts und benachbart der Elektronentransferfläche (31a) und einen Teil, der in einen Bereich stromabwärts und nahe der Elektronentransferfläche ausgebildet ist.
Messinstrument nach Anspruch 15, bei dem die Wasser absorbierende Schicht (51D) die Elektronentransferschicht umgibt.
Messinstrument mit einem Kanal (60) zur Beförderung einer Probenflüssigkeit (BL) mit einer festen Komponente (B1) und zur Bildung eines Flüssigreaktionsfeldes und mit ersten und zweiten Elektroden (31, 32) die zur Anlegung einer Spannung an das Flüssigreaktionsfeld dienen, wobei die erste Elektrode (31) eine Elektronentransferfläche (31a) umfasst, mittels derer Elektronen an das Flüssigreaktionsfeld abgegeben oder Elektronen aus dem Reaktionsfeld aufgenommen werden, wenn eine Spannung über die ersten und zweiten Elektroden an das Flüssigreaktionsfeld angelegt wird, dadurch gekennzeichnet, dass das Messinstrument Konzentrationsmittel zur Erhöhung der Konzentration der festen Komponente in einem Teil umfasst, der die Elektronentransferfläche (31a) in dem Flüssigreaktionsfeld kontaktiert, wobei die Konzentrationsmittel durch einen nicht absorbierenden Damm gebildet sind, der in dem Kanal (60) stromabwärts von der Elektronentransferfläche in Richtung der Bewegung der Probenflüssigkeit gebildet ist und die Bewegung der festen Komponente behindert.
Messinstrument nach Anspruch 17, dadurch gekennzeichnet, dass der Damm so ausgebildet ist, das die Dickenabmessung des Teils des Kanals (60), in welchen der Damm ausgebildet ist, 5 bis 15 μm beträgt.
Messinstrument nach einem der Ansprüche 1 bis 18, bei welchem die Probenflüssigkeit Blutzellen (B1) enthaltendes Blut (BL) ist.