(57)【要約】  本発明は、体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）について言及し、上記のセンサ（１）は、対向電極（２）および作用電極（３）を備え、上記の作用電極（３）は、透水性であり、導体パッド（７）に隣接して配置される検知層（９）を備え、上記の検知層（９）は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、検知層（９）は、体液に面する上面と、体液とは逆に面する下面と、を有する。本発明によれば、固定化酵素は、検知層（９）で分配され、その上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層（９）の上面程度に高いようにする。
2009540889.tif 000002
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）であって、前記センサ（１）は、
対向電極（２）および
作用電極（３）を備え、
前記作用電極（３）は、透水性であり、導体パッド（７）に隣接して配置される検知層（９）を備え、前記検知層（９）は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、
検知層（９）は、体液に面する上面と、体液とは逆に面する下面と、を有し、
固定化酵素は、検知層（９）で分配され、その上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層（９）の上面程度に高いようにすることを特徴とする電流測定センサ（１）。
【請求項２】
作用電極（３）の導体パッド（７）は、導電性フィルムである請求項１記載のセンサ（１）。
【請求項３】
作用電極（３）の導体パッド（７）は、金属フィルムまたは導電性ポリマーフィルムである請求項１または２記載のセンサ（１）。
【請求項４】
作用電極（３）は、支持部材（５）上に配置され、特に支持部材（５）は、プラスチック材料から構成される請求項１〜３のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項５】
検知層（９）は、少なくとも５μｍ、特に少なくとも１０μｍの厚さを有する請求項１〜４のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項６】
検知層（９）は、炭素粒子およびポリマー結合剤を含有する請求項１〜５のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項７】
検知層（９）は、多孔性粒子（１３）、特にシリカおよび／またはカーボンナノチューブを含有する請求項１〜６のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項８】
多孔性粒子（１３）は、平均して少なくとも１μｍ、特に少なくとも５μｍである請求項７記載のセンサ（１）。
【請求項９】
検知層（９）は、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、特に多くとも５分の１以下であるような程度まで検体分子の拡散を妨げる請求項１〜８のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１０】
拡散障壁は、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を備える請求項９記載のセンサ（１）。
【請求項１１】
拡散障壁は、透析層（１１）を備える請求項９または１０記載のセンサ（１）。
【請求項１２】
拡散障壁は、両性イオン構造を有するポリマーから構成されるポリマー層（１１）を備える請求項９〜１１のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１３】
検知層（９）は、平坦である請求項１〜１２のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１４】
検知層（９）は、体液に対して不浸透性である横表面を有する請求項１〜１３のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１５】
検知層（９）は、導電性である請求項１〜１４のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１６】
検知層（９）は、少なくとも１Ω-1ｃｍ-1の導電率を有する請求項１５記載のセンサ（１）。
【請求項１７】
検知層（９）は、移植後の動作において、検知層（９）における検体濃度が上面で最も高く、上面から距離が増大するにつれて減少し、検体含有体液から最も遠い点である下面でゼロであるように適合および配置される請求項１〜１６のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１８】
酵素は、酸化酵素、特にグルコース酸化酵素である請求項１〜１７のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項１９】
酵素は、デヒドロゲナーゼ、特にグルコースデヒドロゲナーゼである請求項１〜１８のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２０】
酵素は、架橋酵素である請求項１〜１９のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２１】
架橋酵素は、３〜１０、特に４〜８の酵素分子の平均鎖長を有する請求項２０記載のセンサ（１）。
【請求項２２】
酵素は、検知層（９）にわたって等しく分配される請求項１〜２１のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２３】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い請求項１〜２２のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２４】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffより１０〜２００倍小さい酵素負荷係数αを有する請求項２３記載のセンサ（１）。
【請求項２５】
前記検知層（９）は、導体パッド（７）の上に配置され、検知層（９）は、導体パッド（７）に面する下面および導体パッド（７）とは逆に面する上面を有する請求項１〜２４のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２６】
体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）を製造するための方法であって、前記方法は、以下の工程、すなわち、
炭素粒子、酸素およびポリマー結合剤を混合して、ペーストを生成する工程と、
そのペーストを支持部材（５）の上の導体パッド（７）に隣接して塗布する工程と、
そのペーストを多孔性検知層（９）の中で硬化する工程と、を備える方法。
【請求項２７】
架橋酵素は、炭素粒子およびポリマー結合剤と混合される請求項２６記載の方法。
【請求項２８】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低いように製造される請求項２６または２７記載の方法。
【請求項２９】
検知層（９）は、導電性であるように製造される請求項２６〜２８のいずれか１項記載の方法。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサについて言及し、上記のセンサは、対向電極および作用電極を備え、上記の作用電極は、透水性であり、導体パッド上に配置される検知層を備え、上記の検知層は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、検知層は、導体パッドに面する下面と、接触バッドとは逆に面する上面と、を有する。そのようなセンサは、ＥＰ０２４７８５０Ｂ１から周知である。
【背景技術】
【０００２】
グルコースまたは乳酸塩のような医学的に重要な検体の体内測定用の移植可能なセンサは、検体の電気化学的酵素検出に基づいている。最も一般的な手法は、たとえば、グルコースなどの検体を酸化するために、酸化酵素を用い、過酸化水素への酸素の次の還元およびセンサの作用電極による過酸化水素の電流測定検出を行うことである。体内検知の分野における別の手法は、酸素非含有グルコース転換用の合成酸化還元メディエータを採用することによってメディエータカップルとして酸素／過酸化物の使用を回避する。その場合には、合成酸化還元メディエータは、検知素子の中に構築される。この手法に関する実施例は、Ｆｅｌｄｍａｎｎらによって「Ｄｉａｂｅｔｅｓ  Ｔｅｃｈｎｏｌｏｇｙ  ａｎｄ  Ｔｈｅｒａｐｅｕｔｉｃｓ，５，７６９（２００３）」に記載されたように、酵素と共に酸化還元メディエータとしてポリ（ビイミジジル）オスミウム錯体を利用する。
【０００３】
本発明の研究および開発の努力にもかかわらず、長期間にわたって確実にグルコースなどの医学的に重要な検体を測定するのに利用可能な移植可能なセンサは現在存在しない。
【発明の開示】
【０００４】
本発明の目的は、体液における検体濃度の体内測定用の電流測定の信頼性および耐用期間を改善する方法を提供することにある。
【０００５】
本発明によれば、本目的は、体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサによって実現され、上記のセンサは、対向電極および作用電極を備え、上記の作用電極は、透水性であり、導体パッドに隣接する支持部材上に配置される検知層を備え、上記の検知層は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、検知層は、体液に面する上面と、体液とは逆に面する下面と、を有し、固定化酵素は、検知層で分配され、その上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層の上面程度に高いようにすることを特徴とする。
【０００６】
平面構造において、導体パッドは、検知層の真下に配置されることができ（または、検知層は導体パッド上に配置される）。いずれも同一の表面積を有する。別の実施形態において、導体パッドは、検知層より小さく構成されてもよく、または検知層より大きく構成されてもよい。さらに別の実施形態において、導体パッドは、検知層によって覆われる領域から部分的に変位されることができ、その結果、検知層の一部のみが、パッドと直に接触している状態にある。他の構成の場合には、導体パッドは、検知層の側面の一方に配置されることができる。これらのオプションは、「導体パッドに隣接する検知層」という用語によってまとめられる。これは、他の電極に関しても同様に適用することが理解されるであろう。
【０００７】
移植型電流測定センサの測定は、センサの周囲の皮下組織における低酸素濃度によって悪影響を及ぼされることがよくあることが分かっている。この問題は、検知層における固定化酵素として、たとえば、グルコース酸化酵素などの酸化酵素に左右される酵素センサの場合には、特に顕著である。そのようなセンサは、検体を酸化することによって、電気測定信号を生じるためである。原則的には、そのようなセンサによって生成される測定信号の強度は、酵素、検体および存在する酸素の量に左右される。酸素濃度が充分に高い場合には、定義された酵素負荷に対する所与のセンサの応答は、センサ付近における検体の濃度を反映し、理想的な場合には、その濃度に比例する。しかし、酸素濃度が低すぎると、検体分子はほとんど酸化されず、したがって、酸素飽和状態下で動作するセンサに比べて、より弱い電気信号が生成される。
【０００８】
センサの酵素負荷が小さくなると、飽和が実現される臨界酸素濃度も減少するが、より小さい測定信号が生成されると、信号対雑音の比も減少する。したがって、酵素負荷が小さくなると、問題の克服が充分ではない。
【０００９】
本発明による電流測定センサは、検知層に分配される固定化酵素を備える検知層によって、皮下組織における低酸素濃度の問題に対処し、上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層の上面程度に高いようにする。
【００１０】
したがって、検知層に含有される酵素分子の比較的少量の部分のみが、検知層の上面で活性である。結果として、比較的低濃度の酸素が、酸素によって検知層の表面を飽和するのに充分である。検知層の構造は、検体分子を検知層に拡散し、酸素分子のそれ自体の貯槽によって包囲される表面から最も遠い酵素分子と相互に作用することを可能にする。したがって、本発明によるセンサの電気信号は、小さな表面層内のみに作成されるのではなく、センサの飽和が実現される酸素密度（酸素濃度）を低下する拡張体積内に作成される。したがって、酸素による酵素の飽和は、センサの測定信号の信号対雑音比を低下させることなく、より低い酸素濃度で実現されることができる。
【００１１】
多孔性検知層を有する電流測定センサは、ＥＰ０２４７８５０Ｂ１に記載されている。しかし、酵素は、多孔性層が既に調整された後になってはじめて、周知のセンサに供給された。したがって、ＥＰ０２４７８５０Ｂ１に記載されたセンサの酵素濃度は、検知層の上面で最も高く、表面からの距離が増大すると著しく減少する。結果として、そのようなセンサの電気信号の大部分は、検知層の表面で、すなわち、比較的小さな体積で生成され、その結果、対応してより高い酸素濃度が、正確な測定のために必要とされる。
【００１２】
本発明による検知層にわたる酵素の分配、特に、均質な濃度は、酵素をペースト、好ましくは、炭素粒子および結合剤を含むペーストに混合し、この混合物を導体パッドに塗布して、作用電極の検知層を提供することによって、最も簡単に実現されることができる。場合によっては、洗浄剤または親水性のポリマーなどの界面活性剤を用いて、ペースト内の酵素の分配を支援することが好都合である。このように、検知層にわたる酵素分子の等分配を実現することができる。したがって、本発明の目的はまた、体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサを製造するための方法によって実現され、上記の方法は、以下の工程、すなわち、炭素粒子、酸素およびポリマー結合剤を混合して、ペーストを生成する工程と、そのペーストを支持部材の上の導体パッドに隣接して塗布する工程と、そのペーストを多孔性検知層の中で硬化する工程と、を備える。
【００１３】
本発明のさらなる詳細および利点は、添付図面を参照して具体的な実施形態に基づいて以下で示される。本発明を定義するために、その中で示された特徴は、個別にまたは組み合わせて用いられることができる。
【発明を実施するための最良の形態】
【００１４】
図１は、人間または動物の体液における検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ１の第１の実施形態を概略的に示す。一部の詳細をよりよく示すために、図１は、一定の縮尺ではない。
【００１５】
センサ１は、プラスチック材料、特にポリイミドから構成される支持部材５上に配置される対向電極２、作用電極３および基準電極４を備える。各電極２、３、４は、導電性フィルム、たとえば、金属フィルム、特に、好ましくは５０ｎｍ〜１５０ｎｍの厚さの金フィルムとして提供される導体パッド６、７、８を備える。また、他の金属、特に、パラジウムから、または異なる金属の多層フィルムとして導体パッド６、７、８を構成することも可能である。たとえば、支持部材５を覆う２０ｎｍ未満のチタンなどの薄膜は、厚さ５０ｎｍ〜１３０ｎｍの金の第２のフィルムによって覆われることができ、このように導体パッド６、７、８を形成する。別法として、導体パッド６、７、８は、たとえば、導電ポリマーペーストから導電性ポリマーフィルムとして、たとえば、より厚い導体パッド６、７、８をもたらすスクリーン印刷または分配によって、形成されることができる。個別の対向電極３および基準電極４の代わりに、結合した対向／基準電極を用いてもよい。適切な対向／基準電極の一例は、銀／塩化銀電極である。そのような対向電極および／または基準電極は一般に用いられているため、さらなる説明は必要ではない。
【００１６】
作用電極３はさらに、透水性であり、作用電極３の導体パッド７に隣接して配置される検知層９を備える。検知層９は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備え、電気信号を生じる。本実施例において、酸化酵素、特にグルコース酸化酵素が、酵素として用いられ、間質液または血液のような人間の体液における検体としてグルコースを測定するために用いられる。
【００１７】
検知層９は、支持部材５の上にペーストとして塗布され、作用電極２の導体パッド７を覆った。そのようなペーストは、炭素粒子、酵素およびポリマー結合剤を混合することによって構成された。このように、固定化酵素は、検知層９にわたって等しく分配される。検知層９にわたる均質な酵素分配は、好都合である。したがって、酵素濃度は、検知層９の上面と下面とのあいだで２０％未満、特に１０％未満だけ異なるべきである。検体が多孔性検知層９に拡散することができるため、電気測定信号は、検知層９の中だけに生成されるわけではなく、拡張体積で導体パッド７とは逆に面する上面に生成される。したがって、比較的低い酸素濃度は、酸素によってセンサ１を飽和し、正確な測定を可能にするのに充分である。
【００１８】
好ましい実施形態において、検知層９は、平坦である。好ましくは、検知層９は、導電性であり、検知層９の導電率は、少なくとも１Ω-1ｃｍ-1である。これにより、検体の酵素反応が生じる検知層９のあらゆる場所が、酵素反応の生成物を直ちに還元または酸化することができる小さな電極として作用するという利点が実現される。このような態様で、これらの場所は、印加される電位の符号に応じて、陰極または陽極として用いられる。したがって、多孔性構造における検知層９は、膨大な数の小さな陰極または陽極を備える。この結果として、酵素反応の生成物に関して、検知層９の大部分を通じて進める必要はなく、信号の高さにおける損失を結果として生じる。したがって、検知層９の導電性の実施形態は、信号の高さが増大するという結果が得られる。
【００１９】
示された実施例の検知層９は、３０μｍの厚さを有する。電気測定信号の発生のために充分に大きな体積を提供するために、一般に、検知層９は、少なくとも５μｍ、好ましくは少なくとも１０μｍの厚さを有するべきである。１００μｍを超える検知層の厚さは、さらなる恩恵を提供するわけではない。２０μｍ〜７０μｍの厚さが、好ましい。検知層９は、支持部材５の凹部に配置される。このように、検知層９は、移植過程中、支持部材５の横壁によって損傷から多少保護される。さらに、検知層９の横表面は、支持部材５に接続されることができ、それにより、検体分子は検知層９の上面を通じてのみ検知層９の中に拡散することができることを保証する。当然のことながら、横表面はまた、異なる手段によって水に対して不浸透性に構成されることもできる。検知層９は、体液に関して不浸透性である横表面を有することができる。
【００２０】
類似の方式において、対向電極２の導体パッド６および基準電極４の導体パッド８は、同様にペーストとして塗布された透水層１２、１４で覆われる。当然のことながら、対向電極２の層１２および基準電極４の層１４は、酵素を含有しない。検知層９のように、層１２および１４はまた、炭素粒子およびポリマー結合剤を備えてもよい。カーボンナノチューブのような空孔率強化粒子１３が、検知層９および層１２用のペーストに添加されたのに対して、そのような空孔率強化粒子１３は、基準電極４の高導電層１４の場合には恩恵を提供せず、したがって添加されなかった。
【００２１】
酵素が、検知層９全体にわたって分配されるために、周知のセンサの場合に実現可能であるよりはるかに高い検体濃度が、存在する場合であっても、酸素飽和を維持することができる。従来技術によるセンサの検知層は通常、拡散障壁によって覆われ、上面での検体濃度が通常、センサの周囲の体液において約１００倍低いような程度まで検体の拡散を妨げる。
【００２２】
本発明の実施形態のセンサ１の検知層９は、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層９の上面における検体濃度が、移植されたセンサ１を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、特に多くとも５分の１以下、好ましくは多くとも３分の１以下であるような程度までに限り、検体分子の拡散を妨げる。示された実施例において、拡散障壁は、検体分子の拡散に対して拡散障壁の拡散抵抗に寄与する複数の別個の層１０、１１を備える。
【００２３】
拡散障壁は、検体に対して浸透性であり、酵素が検知層９から漏れないようにする。示された実施例において、拡散障壁は、第１の層として、炭素粒子およびポリマー結合剤を備え、検知層９の厚さの３分の１未満の厚さを有する導電性酵素非含有層１０を備える。通常、導電性酵素非含有層は、厚さ約１μｍ〜３μｍである。検知層９のように、酵素非含有層１０は、ペーストとして塗布された。そのようなペーストは、酵素が添加されない点においてのみ、検知層９のペーストとは異なる。
【００２４】
拡散障壁はまた、大きな分子が検知層９の孔に目詰まりしないようにする層１１を備える。層９は、セルロースおよび／またはポリマー材料から構成される膜として提供されることができる透析層であってもよい。そのような透析層はまた、酵素非含有層であり、検知層９の最上部に直接塗布されてもよく、または図１に示されているように、導電性酵素非含有層１０の最上部に直接塗布されてもよい。そのような透析層が、検体の拡散を可能な限りあまり妨げないのであれば、好都合である。好ましくは、層１１は、水中の検体の拡散係数Ｄより多くとも１０分の１以下、特に水中の検体の拡散係数Ｄより多くとも５分の１以下の検体に関する有効拡散係数Ｄeffを有する。透析層は、固体フィルムとして塗布されてもよく、または現場で透析膜に硬化するポリマー溶液として塗布されてもよい。
【００２５】
透析膜は、化合物が孔サイズに左右される分画分子量（ＭＷＣＯ）によって特徴付けられることがよくある。ＭＷＣＯは、夜間（１７時間）透析後に９０％保持される分子量を表す。示された実施例の透析層は、１０ｋＤ未満、好ましくは７ｋＤ未満、特に５ｋＤ未満のＭＷＣＯを有する。透析層に関して規定されたＭＷＣＯは、大部分の蛋白質などの球状分子にのみ厳密に適用することを理解されなければならない。分子量が規定されたＭＷＣＯを超える場合であっても、より多くの直鎖分子は、透析層の孔を通過することが可能である可能性がある。
【００２６】
透析膜の代わりに、または透析膜に加えて、拡散障壁はまた、蛋白質の移入から検知層９および任意の多孔性層１０を保護するために、両性イオン構造を有するポリマーから構成されるポリマー層を備えてもよい。両性イオン構造は、極性プロトン性溶媒、特に水、およびその中に溶解されるグルコースとしてそのような検体の急速な取り込みを可能にする。したがって、ポリマー骨格に付着される両性イオン構造を有するポリマーは、蛋白質に対して不浸透性であるが、グルコースのような検体の拡散をほとんど妨げない。そのようなポリマーに関する公知の実施例は、ポリ（２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン−ｃｏ−ｎ−ブチルメタクリレート）（略してＭＰＣ）である。ＭＰＣポリマー層１１は、エタノールまたは蒸留水および少なくとも５重量％のＭＰＣ、特に少なくとも１０重量％のＭＰＣを含むポリマー溶液として塗布される。
【００２７】
拡散障壁および特に拡散障壁を備えるポリマー層１１は、移植過程中、センサ１を機械的損傷から保護し、有害である可能性がある酵素が検知層９から周囲の組織に漏れないようにし、大きな分子が検知層９の孔に目詰まりしないようにする。ＭＰＣのような両性イオン構造を有するポリマーを別のポリマー、たとえば、ポリウレタンまたは上述の透析膜の一般的な構成成分と混合して、ポリマー層１１の物理的特性を調整することが可能である。
【００２８】
これが、異なる親水性の構成成分を有するコポリマーを含有する場合には、コポリマーにおける各構成成分の相対量を変化させることによって、層１１の検体に対する浸透性などの物理的特性を調整することも可能である。ＭＰＣの場合には、２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリンの相対量対ブチルメタクリレートの相対量を３０：７０％〜５０：５０％に増大して、極性プロトン性溶媒またはグルコースに対するより高い浸透性を有するコポリマーを生じることが可能である。極性プロトン性溶媒またはグルコースに対する浸透性を増大するための別の方法は、コポリマーの疎水性の骨格をより親水性の実体（entity）に変化させることである。これはまた、他の水溶性の検体に関しても当てはまる。
【００２９】
図１に示されている実施例の検知層９は、その空孔率を増大し、それにより検知層９への検体分子の拡散を緩和するために、多孔性粒子１３を含有する。これに関して多孔性粒子１３は、水分子を吸着するための空隙を有する粒子である。これらの多孔性粒子１３は、ペーストに添加され、そこから検知層９が形成され、検体分子および水が中を通過しうる空隙を生じる。多孔性粒子１３は、ポリマー結合剤によってペーストの他の粒子と結合される。カーボンナノチューブは、炭素粒子および結合剤で部分的にのみ充填される糸玉を形成する傾向があるときには、検知層の空孔率を増大し、検知層の導電率もまた増大するために、特に有用な添加剤である。シリカ粒子もまた、検知層９の空孔率を増大するために、多孔性粒子１３として用いられてもよい。
【００３０】
シリカまたは類似の多孔性粒子１３が用いられる場合には、最大粒子サイズが、検知層９の厚さ未満であるような粒度分布を有する材料を用いることが好都合である。最も効果的であるためには、多孔性粒子１３は、少なくとも１μｍ、特に少なくとも５μｍあるべきである。検知層９の厚さを約２０μｍ〜５０μｍと考えると、ＤｅｇｕｓｓａによるシリカＦＫ３２０は、１５μｍまでの適切な粒子サイズを提供する。通常、この材料の１０％未満、好ましくは５％未満が、ペーストの中に混合される。
【００３１】
多孔性マトリックスの各スポットで、生成分子が酵素反応から生成される場合には、この分子が、遠位部位へのこの分子の拡張拡散を必要とすることなく、適切な電圧の印加によって直接的に酸化または還元されるように、検知層９にわたる導電率を提供することが重要である。これらの状況下で、多孔性および浸透性検知層９は、実質的に層全体にわたって、検体を電気分解することが可能である。
【００３２】
空孔率を増大するためのいずれの手段が用いられるにせよ、ペーストと酵素の混合は、検知層９の上面の上または検知層９内の添加剤粒子の付近のチャネルのいずれかで、検体にアクセス可能である酵素分子の一部をもたらす。酵素は、作用電極３における吸着および閉じ込めによって固定化される。閉じ込めは、検知層９のみならず、拡散障壁、すなわち層１１および任意の酵素非含有層１０の特性に左右される。作用電極内の酵素の理想的な分配を維持するために、溶媒（水）との接触は、マトリックスからの酵素の大量の分離および酵素分子の次の移動をもたらすべきではないことが理解される。検知層９における酵素固定化は、架橋によって強化されることができる。鎖として架橋される酵素分子が、特に好都合である。これらの鎖が長すぎる場合、酵素はあまり効果的ではない。したがって、平均して３〜１０、特に４〜８の酵素分子が共に架橋されることが好ましい。５〜７の酵素分子の鎖の長さが、最も好都合である。
【００３３】
乾燥前にペーストに架橋剤、すなわち、グルタルアルデヒド溶液を添加することが可能である。しかし、ペーストに既に架橋された酵素を混合することが好ましい。親水性のパートナを有する錯体を形成する酵素を用いることが好都合である。適切な結合剤と炭素粒子を混合することによって達成されることができるように、親水性が低いか、または疎水性ですらあるペーストに混合された後、架橋された酵素は、局所的な親水性環境に位置し、その安定性に寄与する。親水性パートナと架橋酵素のさらなる利点は、酵素に対して水和された検体分子の移動を強化することである。したがって、検知層９のウェッティングは、加速され、移植後のセンサのウェットアップ時間を短縮する。特定の実施例として、Ｒｏｃｈｅ  Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ（Ｐｅｎｚｂｅｒｇ，Ｇｅｒｍａｎｙ，識別番号１４８５９３８００１）からデキストランで架橋されたグルコース酸化酵素は、充分な活性度（２０〜４０Ｕ／ｍｇ凍結乾燥）が維持されることができるような含量（約１６％）の酵素を有することが分かっている。錯体における高度の親水性デキストランに起因して、上述の利点を引き出すことができる。
【００３４】
カーボンナノチューブを含有する検知層ペーストと既に架橋された酵素を混合することによって、巻き上げて糸玉を形成するカーボンナノチューブの特質は、マクロ多孔性かご構造として作用し、より大きな酵素デキストラン鎖によって、特にそれらの凝集によって支持される。結果として、架橋酵素は、検知層９の多孔性構造の形成を支援する。
【００３５】
示された実施例の検知層９は、多孔性粒子１３として１μｍ未満の平均サイズのポリマー結合剤、酵素およびカーボンナノチューブを有する炭素粒子を備える。多孔性粒子１３は、炭素粒子より著しく大きい場合には、検知層９の空孔率を増大するために最も効果的である。示された実施例において、多孔性粒子１３は、平均して少なくとも１μｍ、特に少なくとも５μｍある。通常、検知層９は、５０重量％〜７０重量％のポリマー結合剤、２０重量％〜４０重量％の炭素粒子および約２０重量％まで、好ましくは１重量％〜１０重量％のカーボンナノチューブまたはシリカのような多孔性粒子１３を含む。カーボンナノチューブは、検知層９の空孔率および導電率の両方を増大するため、特に好都合な添加剤である。図１に概略的に示された実施形態において、ＮａｎｏＬａｂ，Ｎｅｗｔｏｎ，ＭＡによる長さ５μｍ〜２０μｍ、平均外径２５ｎｍ〜３５ｎｍの多層カーボンナノチューブ（研究等級、純度＞９５％）が、用いられている。結合剤は、たとえば、エポキシ樹脂またはポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）／ポリビニルアルコール（ＰＶＡ）べべースの熱可塑性樹脂である。フッ化炭素樹脂、特にポリテトラフロロエチレンまたはポリスチレンベースの樹脂もまた、結合剤として用いられてもよい。ＰＶＣ／ＰＶＡ結合剤の場合には、シリコーン油のような添加剤の使用により、ペーストの粘性を調節するのに役立つ場合がある。
【００３６】
このように、図１に示されたセンサ１の検知層９は、移植後の動作において、検知層９における検体濃度が上面で最も高く、上面から距離が増大するにつれて減少し、検体含有体液から最も遠い点であり、導体パッド７に触れる下面でゼロであるように適合および配置される。検知層９の酵素負荷、すなわち、その中に固定化される酵素の量は、検知層９の空孔率および透水性に関して選択されるべきである。
【００３７】
これに関して重要な変数は、検知層９の有効拡散係数Ｄeffである。有効拡散係数Ｄeffは、検知層９における検体の拡散を特徴付け、検知層９の孔体積εおよび屈曲度τに左右される。一般に、有効拡散係数Ｄeffは、Ｄeff＝Ｄ・ε／τとして表されることができ、式中、Ｄは水中の検体の拡散係数である。商τ／εもまた、妨害率Ｈと呼ばれる。示された実施例において、Ｈは、１０〜１０００、特に５０〜５００である。
【００３８】
これに関して別の重要な変数は、酵素負荷変数αであり、α＝（Ｖmax・ｄ）／（ＫM・Ｄ）として表されることができ、式中、Ｖmaxは、検体の変換の最大速度を決定する酵素活性密度であり、ＫMは、酵素のミカエリス・メンテン定数であり、ｄは、検知層の厚さであり、Ｄは、水中の検体の拡散係数である。好ましくは、検知層９における有効拡散係数Ｄeffと酵素負荷変数αの比は、１０〜２００の範囲にある。
【００３９】
図２は、上述したセンサの機能特性を示す。層１１は、電極上にエタノール／水中にＭＰＣの１０％溶液を分配することによって、ＭＰＣ（Ｌｉｐｉｄｕｒｅ  ＣＭ５２０６，ＮＯＦ  Ｃｏｒｐ．Ｊａｐａｎ）によって構成されている。ｎＡ単位の測定電流Ｉは、ｍｇ／ｄｌ単位のグルコース濃度ｇに対してプロットされる。図２において示されたデータは、グルコース水溶液中で体外で測定された。図示されるように、より高いグルコース濃度における飽和は、観察されていない。
【００４０】
図３は、比較のため、ｎＡ単位の測定電流ＩAおよびＩBを示す。いずれも温度Ｔ＝３５℃であり、センサが１２時間、それぞれの媒体において平衡化された後
、電流ＩAは、体内で測定され、電流ＩBは、バイオマトリックスにおいてセンサによって測定された。示されたあらゆるデータ点は、同一のグルコース濃度におけるバイオマトリックス測定およびグルコース水溶液測定にこのように属している。所望のグルコース濃度を得るために、用いられるバイオマトリックスは、グルコースが添加された安定化された血奬からなる。バイオマトリックスにおいて測定されたセンサ電流およびグルコース水溶液測定において測定されたセンサ電流は、きわめてよい一致を示している。
【００４１】
結果は、特に注目に値し、本発明の実施形態のセンサ配置から生じる重大な影響を実証している。一般に、バイオマトリックスに対するセンサ１の曝露は、センサ表面における蛋白質、ペプチドまたはフィブリンの堆積を保証している。この過程は、層１１などの外層の検体または水に対する浸透性に影響を及ぼす。従来のセンサ配置において、この層は、検知層に対して検体の拡散を制限し、浸透性の減少がより弱い測定信号を結果として生じる。
【００４２】
しかし、記載されたセンサ１の信号高さは、図３において分かるように、バイオマトリックスに対する曝露によって影響されない。層１１による検体の拡散は、信号の生成における律速工程ではない。したがって、任意の浸透性の変化も、上述したセンサ１に関して信号にほとんど影響を及ぼさない。
【００４３】
本発明のこの利点は、触媒反応における補基質として酸素を用いた酵素に制限されるわけではない。酵素はまた、デヒドロゲナーゼであってもよい。たとえば、補基質として酸素を用いないグルコースデヒドロゲナーゼは、検知層９内で分配されることができる。周知のデヒドロゲナーゼは、グルコース、たとえば、ピロロキノリンキノン（ＰＱＱ）またはフラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）またはニコチンアミドアデニンジヌクレオチド（ＮＡＤ）の酸化に関する共同因子として一定の分子を含む（ＥＰ１６６１５１６Ａ１参照）。これらのデヒドロゲナーゼのいずれも、酸化酵素の代わりに、検知層９において用いられることができる。
【００４４】
図４は、ｎＡ単位のセンサ電流Ｉを示し、異なる濃度のリン酸塩緩衝グルコース水溶液においてセンサＡ〜Ｊによって測定された。３６０ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度で測定されたセンサ電流は、三角形（黒の三角形）によって示される。１８０ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度で測定されたセンサ電流は、四角形（黒の四角形）によって示される。ゼロのグルコース濃度で測定されたセンサ電流は、菱形（黒の菱形）によって示される。
【００４５】
センサＡ〜Ｊは、検知層９の最上部に塗布される拡散障壁に関してのみ異なる。センサＡ〜Ｅで、拡散障壁は、欠けている。すなわち、検知層９は、測定されるグルコース水溶液と直接接触状態にある。センサＦ〜Ｊは、検知層９を覆う拡散障壁を備える。センサＦ〜Ｊの拡散障壁は、図１のＭＰＣのような層１１から構成されるポリマー層として提供された。図示されるように、センサ電流は、センサＡ〜Ｅの場合よりセンサＦ〜Ｊの場合の方がわずかだけ低い。したがって、ＭＰＣポリマー層１１によって提供される拡散障壁は、ごく小さな範囲に限って検体分子の拡散を妨げる。センサＦ〜Ｊのセンサ電流は、センサＡ〜Ｅのセンサ電流より約２０％低いため、センサＦ〜Ｊの拡散障壁は、センサを包囲するグルコース溶液において約２０％だけ低い検知層９の上面における検体濃度をもたらすと結論付けることができる。
【００４６】
図１を参照して前述した実施形態の場合のように、センサＡ〜Ｊの検知層９は、架橋酵素、すなわち、Ｒｏｃｈｅ  Ｄｉａｇｎｏｓｔｉｃｓ，Ｐｅｎｚｂｅｒｇ，Ｇｅｒｍａｎｙ，識別番号１４８５９３８９００１によって販売されているデキストラン化されたグルコース酸化酵素を備える。デキストラン化されたグルコース酸化酵素は、リン酸塩緩衝溶液に溶解され、炭素粒子、カーボンナノチューブおよびポリマー結合剤を備えるペーストに混合されている。検知層９は、約０．０５ｍｍ2〜０．１ｍｍ2のスポットサイズ、たとえば、直径３００μｍの円形スポットを有するセンサ基質５における作用電極３の導体パッド７上に分配された。検知層９の厚さは、２０μｍであった。同一のサイズのＡｇ／ＡｇＣｌ基準電極４もまた、提供された。対向電極２は、カーボンナノチューブを含有する炭素ペーストの２０μｍ厚の層を有する矩形の形状（４００μｍ×９００μｍ）からなった。
【００４７】
図４において、センサ電流は、ＭＰＣから構成された膜の存在によってほとんど影響されないことが分かる。
【００４８】
この発見から、両性イオン膜構造の特定の選択によって、溶媒和グルコースに対してきわめて浸透性の高いコーティングが、見つけられたと結論付けることができる。センサ１の構成に関して、拡散制限が検知層９に生じる場合には（図１参照）、そのような高い浸透性の膜が、重要である。逆に、ＭＰＣ層１１によって提供される拡散障壁にわたる検体の拡散は、可能な限りほとんどないような妨げられるべきである。理想的には、コーティングを有する検知層９における検体濃度（すなわち信号）は、コーティングがない状態で得られる値の少なくとも半分であるべきである。
【００４９】
任意の酵素非含有層１０もまた、検体拡散に対してほとんど妨げず、したがって、その厚さは、検知層９の厚さよりはるかに薄い状態であるべきであることを留意すべきである。
【００５０】
前述したように、親水化された架橋酵素の混合は、検知層のウェットアップが速く、酵素分配が一定のままであるため、長期にわたってきわめて安定な機能を生じることができる。これは、グルコース水溶液中で６日間、上述のセンサを測定したときに得られるドリフト値によって反映される。未コーティングのセンサの場合には、ドリフトは１日当たり−０．６２％〜０．７８％の範囲であるが、コーティングされたセンサは、１日当たり−０．５％〜１．５％の範囲に及ぶ。これらの小さなドリフト値は、３７℃で測定されている。
【００５１】
測定の安定性の特定の利点、すなわち、低い信号ドリフトは、酵素を補基質として用いる検知層９に酵素を有するセンサ１に限定されるわけではない。実際には、架橋の同じ恩恵が、触媒反応において補基質として酸素を必要としない架橋デヒドロゲナーゼを用いることによって得られる。たとえば、デキストラン化されたグルコースデヒドロゲナーゼまたはペグ化デヒドロゲナーゼ（ＰＥＧ：ポリエチレングリコール）が、検知層９に持ち込まれることができる。
【００５２】
図１に示されたセンサ１において、検知層９は、導体パッド７の上に配置される。さらに、検知層９は、導体パッド７に面する下面と導体パッドとは逆に面する上面を有するか、またはさらに一般的には、検知層９は、支持部材５に面する下面および検体含有体液に対して支持部材５とは逆に面する上面を有する。対応して、層１２、１４は、導体パッド６、８の上に配置される。図５は、図１のセンサ１の修正実施形態を示す。図５の実施形態は、図１とは対照的に、導体パッド６、７、８を有する電極が透水層９、１２および１４の側部に配置される点を除き、図１の実施形態に対応する。対向電極２の透水層１２の導体パッド６に関して示されているように、それぞれの層９、１２、１４の２つの側部に導体パッド６、７、８を配置することも可能である。この導体パッド６はまた、すべての側部から層１２を包囲するように形成されることができる。導体パッド６、７、８が透水層９、１２、１４の側部に位置しているすべての場合において、検体含有体液とは逆に面する層９、１２、１４の表面は、支持部材５と直接的に接触状態にある。
【図面の簡単な説明】
【００５３】
【図１】断面図における本発明によるセンサの第１の具体的な実施形態を示す。
【図２】体内測定から図１によるセンサの機能的特性を示す。
【図３】バイオマトリックスにおいて測定された図１によるセンサの測定データを示す。
【図４】センサＦ〜Ｊの検知層を覆うが、センサＡ〜Ｅを覆わない拡散障壁によるセンサ電流の依存性を示す。
【図５】断面図における本発明によるセンサの第２の具体的な実施形態を示す。
【符号の説明】
【００５４】
１  センサ
２  対向電極
３  作用電極
４  基準電極
５  支持部材
６  ２の導体パッド
７  ３の導体パッド
８  ４の導体パッド
９  検知層
１０  酵素非含有層
１１  層（透析層、ポリマー層、ＭＰＣ層）
１２  ２の透水層
１３  空孔率強化粒子（多孔性粒子）
１４  ４の透水層
【図１】
2009540889.tif 000003
【図２】
2009540889.tif 000004
【図３】
2009540889.tif 000005
【図４】
2009540889.tif 000006
【図５】
2009540889.tif 000007
【手続補正書】
【提出日】平成20年1月16日(2008.1.16)
【手続補正１】
【補正対象書類名】特許請求の範囲
【補正対象項目名】全文
【補正方法】変更
【補正の内容】
【特許請求の範囲】
【請求項１】
体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）であって、前記センサ（１）は、
対向電極（２）および
作用電極（３）を備え、
前記作用電極（３）は、透水性であり、導体パッド（７）に隣接して配置される検知層（９）を備え、前記検知層（９）は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、
検知層（９）は、体液に面する上面と、体液とは逆に面する下面と、を有し、
固定化酵素は、検知層（９）で分配され、その上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層（９）の上面程度に高いようにすることを特徴とする電流測定センサ（１）。
【請求項２】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い請求項１記載のセンサ（１）。
【請求項３】
酵素は、架橋酵素である請求項１または２記載のセンサ（１）。
【請求項４】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素である請求項１〜３記載のセンサ（１）。
【請求項５】
前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する酵素である請求項３記載のセンサ（１）。
【請求項６】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素であり、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する酵素である請求項１、２、３および５記載のセンサ（１）。
【請求項７】
前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する請求項３記載のセンサ（１）。
【請求項８】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素であり、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する酵素であり、前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する請求項１、２、３、５および７記載のセンサ（１）。
【請求項９】
前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１〜８のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項１０】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１、２および９記載のセンサ（１）。
【請求項１１】
前記酵素が架橋酵素であり、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１、３および９記載のセンサ（１）。
【請求項１２】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素であり、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１、２、３および９記載のセンサ（１）。
【請求項１３】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素であり、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する酵素であり、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１、２、３、５および９記載のセンサ（１）。
【請求項１４】
前記検知層（９）が有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffが、前記検知層（９）における検体の有効拡散を特徴付け、水中の検体の有効拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低く、前記酵素が架橋酵素であり、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する酵素であり、前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる請求項１、２、３、５、７および９記載のセンサ（１）。
【請求項１５】
前記検知層（９）が多孔性粒子（１３）、とりわけシリカおよび／またはカーボンナノチューブを含む請求項１〜１４いずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項１６】
前記多孔性粒子（１３）が、検知層（９）の空孔率および導電率の両方を増大する請求項１５記載のセンサ（１）。
【請求項１７】
前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項１５または１６記載のセンサ（１）。
【請求項１８】
前記検知層（９）が多孔性粒子（１３）、とりわけシリカおよび／またはカーボンナノチューブを含み、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項１５および１７記載のセンサ（１）。
【請求項１９】
前記検知層（９）が多孔性粒子（１３）、とりわけシリカおよび／またはカーボンナノチューブを含み、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項１５〜１７記載のセンサ（１）。
【請求項２０】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項２および１７記載のセンサ（１）。
【請求項２１】
酵素は、架橋酵素である、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項３または１７記載のセンサ（１）。
【請求項２２】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い、酵素は、架橋酵素である、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項２、３および１７記載のセンサ（１）。
【請求項２３】
前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項５および１７記載のセンサ（１）。
【請求項２４】
前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項７および１７記載のセンサ（１）。
【請求項２５】
検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い、酵素は、架橋酵素である、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する、前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項２、３、５、７および１７記載のセンサ（１）。
【請求項２６】
前記検知層（９）が、移植後の動作において前記検知層（９）における検体濃度が上面で最も高く、上面から距離が増大するにつれて減少し、検体含有体液から最も遠い点である下面でゼロであるように適合および配置される請求項１〜２５のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項２７】
体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）であって、前記センサ（１）は、
対向電極（２）および
作用電極（３）を備え、
前記作用電極（３）は、透水性であり、導体パッド（７）に隣接して配置される検知層（９）を備え、前記検知層（９）は、検体の存在下で触媒的に作用することができる固定化酵素を備えて、電気信号を発生し、
検知層（９）は、体液に面する上面と、体液とは逆に面する下面と、を有し、
固定化酵素は、検知層（９）で分配され、その上面と下面とのあいだの中間における酵素濃度が、少なくとも検知層（９）の上面程度に高いようにし、検知層（９）は、有効拡散係数Ｄeffを有し、有効拡散係数Ｄeffは、検知層（９）における検体の拡散を特徴付け、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い、酵素は、架橋酵素である、前記架橋酵素が親水性のパートナを有する錯体を形成し、とりわけ前記架橋酵素が、酵素分子が親水性のパートナとともに架橋錯体を形成する、前記架橋酵素は酵素分子の平均鎖長の３〜１０、とりわけ４〜８を有する、前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げ、該拡散障壁が、炭素粒子およびポリマー結合剤を備える導電性酵素非含有層（１０）を有してなる、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する、および前記検知層（９）が、移植後の動作において前記検知層（９）における検体濃度が上面で最も高く、上面から距離が増大するにつれて減少し、検体含有体液から最も遠い点である下面でゼロであるように適合および配置される請求項１、２、３、５、７、９、１７および２６記載のセンサ（１）。
【請求項２８】
前記検知層（９）が多孔性粒子（１３）、とりわけシリカおよび／またはカーボンナノチューブを含み、前記多孔性粒子（１３）が平均で少なくとも１μｍ、とりわけ少なくとも５μｍを測定する請求項１５および２７記載のセンサ（１）。
【請求項２９】
前記作用電極（３）の導体パッド（７）が実質的に導電性フィルムである請求項１〜２８のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３０】
前記作用電極（３）の導体パッド（７）が金属フィルムまたは導電性ポリマーフィルムである請求項１〜２９のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３１】
前記作用電極（３）が、支持部材（５）に設けられ、該支持部材（５）がプラスチック材料からなる請求項１〜３０のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３２】
前記検知層（９）が、少なくとも５μｍ、特に少なくとも１０μｍの厚さを有する請求項１〜３１のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３３】
前記検知層（９）が、炭素粒子およびポリマーバインダーを含む請求項１〜３２のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３４】
前記検知層（９）が、拡散障壁によって覆われ、人間または動物の生体への移植後、検知層（９）の上面における検体濃度が、移植されたセンサ（１）を包囲する体液において、多くとも１０分の１以下、とりわけ５分の１以下まで検体分子の拡散を妨げる請求項１〜３３のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３５】
前記拡散障壁が、透析層（１１）を備える請求項３４記載のセンサ（１）。
【請求項３６】
前記拡散障壁が、相補的な構造を有し、ポリマーからなる請求項３４または３５記載のセンサ（１）。
【請求項３７】
前記検知層（９）が平坦である請求項１〜３６のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３８】
前記検知層（９）が体液を直さない横方向表面を有している請求項１〜３７のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項３９】
前記検知層（９）が電気的に導電性を有している請求項１〜３８のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項４０】
前記検知層（９）の導電率が少なくとも１Ω-1ｃｍ-1である請求項３９記載のセンサ（１）。
【請求項４１】
前記酵素がオキシダーゼ、とりわけグルコースオキシダーゼである請求項１〜４０のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項４２】
前記酵素がデヒドロゲナーゼ、とりわけグルコースデヒドロゲナーゼである請求項１〜４１のいずれか１項記載のセンサ（１）。
【請求項４３】
前記酵素が検知層（９）にわたって等しく分配される請求項１〜４２のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項４４】
前記検知層（９）が、有効拡散係数Ｄeffより１０〜２００倍小さい酵素負荷係数α請求を有する請求項４３記載のセンサ（１）。
【請求項４５】
前記検知層（９）が導体パッド（７）に設けられ、前記検知層（９）が前記導体パッドと対向する下記表面と前記導体パッド（７）から離間した上部表面とを有してなる請求項１〜４４のいずれか１項に記載のセンサ（１）。
【請求項４６】
体液内の検体の濃度を測定するために、人間または動物の生体に移植するように構成された電流測定センサ（１）を製造するための方法であって、前記方法は、以下の工程、すなわち、
炭素粒子、酵素およびポリマー結合剤を混合して、ペーストを生成する工程と、そのペーストを支持部材（５）の上の導体パッド（７）に隣接して塗布する工程と、
そのペーストを多孔性感知層（９）の中で硬化する工程と、を備える方法。
【請求項４７】
架橋酵素が、炭素粒子およびポリマーバインダと混合されてなる請求項４６記載の方法。
【請求項４８】
前記検知層（９）が、検知層（９）の検体の拡散を特徴付ける有効拡散係数Ｄeffを有するように製造され、水中の検体の拡散係数Ｄより１０倍〜１０００倍低い請求項４６または４７記載の方法。
【請求項４９】
前記検知層（９）が、電導性をもつように製造されてなる請求項４６〜４８のいずれか１項に記載の方法。
【国際調査報告】
2009540889.tif 000008
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