(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
グルコースを透過しないトップ層とグルコースを透過しないベース層とを備え、かつ周縁部を有する平面状センサー本体と、
前記トップ層と前記ベース層との間に配置された作用電極と、
前記作用電極に近接し、前記トップ層を通って前記作用電極に延びる溝を介して分析物と接触するよう露出している、グルコースオキシターゼおよびレドックスポリマーからなる分析物反応性の検出層とを含む電気化学センサー。
【請求項２】
前記トップ層および前記ベース層の少なくとも一方の少なくとも一部が、酸素透過性である請求項１に記載の電気化学センサー。
【請求項３】
前記ベース層と前記トップ層との間に、前記検出層が少なくとも部分的に配置されている請求項１に記載の電気化学センサー。
【請求項４】
前記検出層の前記露出部分の厚みが、１００μｍ未満である請求項１〜３のいずれかに記載の電気化学センサー。
【請求項５】
前記センサー本体の各前記トップ層および前記ベース層が、柔軟な材料で構成される請求項１〜４のいずれかに記載の電気化学センサー。
【請求項６】
前記検出層が、非浸出性である検出用化学物質を含む請求項１〜５のいずれかに記載の電気化学センサー。
【請求項７】
哺乳類の体液流と接触させるため、前記哺乳類の体内に埋め込むように構成および配置された請求項１〜６のいずれかに記載の電気化学センサー。
【請求項８】
前記トップ層および前記ベース層の少なくとも一方が、酸素透過性である請求項１〜７のいずれかに記載の電気化学センサー。
【請求項９】
前記検出層の前記露出部分の厚みが、１〜１０μｍである請求項４に記載の電気化学センサー。
【発明の詳細な説明】
【０００１】
［発明の分野］
本発明は、電気化学分析物センサーに関し、より詳しくは、生体内電気化学分析物センサーに関する。
【０００２】
［発明の背景］
過酸化水素の生成およびその電気分解に基づく皮下グルコースセンサーは、例えば、David Goughの米国特許第４，４８４，９８７号、第４，６７１，２８８号、第４，８９０，６２０号、第４，７０３，７５６号、第４，６５０，５４７号や、Diabetes Care, vol. 5, No. 3, May-June 1982, Part 1, pp. 190-198に記載されているように公知である。これらのタイプのセンサーにおいては、過酸化水素の生成または酵素（例えば、グルコースオキシダーゼ）による酸素の消費を白金電極電極上で検出する。これらのセンサーにおける主要な問題（core problem）は、このようなセンサーの信号は、検出層（sensing layer）への化学量論的に十分な酸素の供給に大きく依存していることである。検出環境において、グルコース量と比べて酸素濃度が比較的低いことが往々にしてあり、これにより上記センサーの酸素依存（oxygen-dependence）という問題が生じる。
【０００３】
［発明の概要］
本発明は、このような状況を背景に開発されたものである。
【０００４】
一実施形態においては、本発明は、作用電極と、この作用電極に近接する分析物反応性検出層とを備えた電気化学センサーに関する。上記検出層は、上記センサーの縁部または縁部近傍において露出しており、上記検出層への分析物の物質移動によって、センサー信号が少なくとも一部制限されている。上記センサーは、哺乳類の体液流と接触させるため、その体内に埋め込むように構成および配置されている。
【０００５】
上記センサーのいくつかの実施形態において、上記分析物は、上記センサーの上記縁部より上記検出層へと拡散し、これにより上記検出層への上記分析物の物質移動が制限されている。これは、上記センサー縁部の溶液との接触部分の表面積が、上記検出層の開放面（open face）よりもはるかに小さいことによる。
【０００６】
いくつかの実施形態においては、上記縁部は上記センサーの周縁部であり、例えば、遠位縁部である。別の実施形態においては、上記縁部は上記センサーの側縁部である。さらに別の実施形態においては、上記センサー内に延びる内周面を有する溝が上記センサーに設けられ、上記検出層が露出している上記縁部が、上記溝の上記内周面の少なくとも一部分である。上記センサーの外形（geometry）は、幅広い種類の形状とすることができるが、いくつかの実施形態においては、上記センサーは平面状であり、別の実施形態においては、上記センサーは円筒状である。
【０００７】
いくつかの好ましい実施形態においては、上記センサーは、ベース層とトップ層とを備えており、上記検出層は、これらベース層とトップ層との間に少なくとも部分的に配置されている。上記ベース層とトップ層は、分析物を透過しないことが好ましい。少なくともいくつかの実施形態においては、上記トップ層は酸素透過性である。
【０００８】
本発明の別の実施形態においては、上記センサーは縁部を有するセンサー本体を備え、上記分析物反応性検出層は、上記センサー本体内に配置され、上記センサー本体の上記端部において露出している。少なくともいくつかの実施形態においては、上記センサー本体は、分析物を透過しない。
【０００９】
いくつかの実施形態においては、本発明にしたがって開発したセンサーは、米国特許出願第０９／０７０，６７７号に記載の皮下グルコース監視システムでの使用を目的としたものである。上記特許出願は、引照をもって本明細書に組み込まれている。しかしながら、これらセンサーを他の装置において使用することや、他の分析物の監視に使用することも可能である。
【００１０】
本発明を特徴付けるこれらの、およびその他の様々な特徴や利点が、以下に示す詳細な説明を読み、関連図面を参照することによって明らかになる。
【００１１】
［図面の簡単な説明］
図１は、本発明の一実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
図２は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
図３は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
図４は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
図５は、実施例１のセンサーに関し、２３時間の作動前後に得た検量線を示している。
図６は、上記実施例１のセンサーの一日安定性（one day stability）を示したグラフである。
図７は、実施例２のセンサーに関し、４３時間の作動前に得た検量線を示している。
図８は、実施例２のセンサーに関し、４３時間の作動後に得た検量線を示している。
図９は、実施例２の４３時間の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
図１０は、実施例３および４の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
図１１は、実施例３および４のセンサーに関し、実施例３および４の安定性実験の前に得た検量線を示している。
図１２は、実施例３および４のセンサーに関し、実施例３および４の安定性実験の後に得た検量線を示している。
図１３は、実施例５のセンサーに関し、実施例５の安定性実験の前に得た検量線を示している。
図１４は、実施例５のセンサーに関し、実施例５の安定性実験の後に得た検量線を示している。
図１５は、実施例５の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
図１６は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【００１２】
［詳細な説明］
センサー構造
一実施形態のセンサー１００における皮下埋め込み部分の構造を、図１に概略的に示している。同図は、縮尺を考慮したものではない。上記センサー１００に関し、電極１０４および１０８用のコンタクトパッド（図示せず）を含む、使用者の皮膚上に配置される部分は図示されていないが、米国特許出願第０９／０７０，６７７号に開示のものと同様の構造とすることができる。
【００１３】
単一のセンサー１００を図示しているが、上記センサーはシートまたはロール形式により、単一のシートに多数のセンサーを設け、バッチまたは連続プロセスで製造可能であることは理解されるであろう。次にスリッティングまたは打抜き（die cutting）といった公知の方法を用い、上記シートから個々のセンサーを切り離す。
【００１４】
上記センサー１００は、上面１１１と、底面１１３と、側縁部１２８および１３０と、遠位縁部１２４と、近位端部１２０とを有するセンサー本体１０１を備えている。上記側縁部１２８，１３０および上記遠位縁部１２４を、上記センサー本体の周縁部と見なす。上記本体は、作用電極１０４と、参照／対電極１０８と、検出層１３４とをさらに備えている。上記センサー１００は、ベース層１１２とトップ層１１６とを備えている。上記ベース層１１２は、通常、生体適合性の薄型高分子シート材料であるか、あるいは生体適合性のコーティングがその外表面に施された薄型高分子シート材料である。好適な材料としては、例えば、ポリエステルおよびポリイミド（例えば、カプトン（Kapton：登録商標））が挙げられる。その他のポリマーも好適であり、当業者に公知である。好適な膜厚は、５０〜２５０μｍの範囲であるが、これよりも厚い材料や、薄い（narrower）材料を使用してもよい。
【００１５】
上記作用電極１０４は、上記ベース層１１２上または上記トップ層１１６上に形成される。作用電極１０４の形成に使用する材料および方法は、米国特許出願第０９／０７０，６７７号および米国特許出願第０９／０３４，４２２号に記載の材料および方法も含めて当業者には公知であり、これら米国特許出願は、引照をもって本明細書に組み込まれている。作用電極１０４の形成に適した材料は、例えば、炭素、金、白金、パラジウム、およびその他の非腐食性の導電性材料である。上記導電性材料の堆積に好適な方法としては、例えば、スクリーン印刷、インクジェット印刷、リソグラフィープロセス、スパッタリング、または、導電性フィルムをその構成成分がセンサー本体に浸出しないように表面上に形成する、例えば米国特許出願第０９／０３４，４２２号に記載の方法を含むその他のあらゆる方法が挙げられる。
【００１６】
上記センサー１００の上記近位端部１２０において、上記作用電極１０４の上記導電層は、電子測定装置（図示せず）との接続用のコンタクトパッド（図示せず）の部分で終端している。上記センサー１００の電気化学的活性部分の近傍において、上記作用電極１０４の上記導電層は、上記センサー１００の上記ベース層１１２を完全に覆ってもよいし、あるいは図１に示すように、上記ベース層１１２の一部分のみを覆ってもよい。一例を挙げると、上記作用電極１０４の一実施形態の好適な幅は、５００μｍ以下、３７５μｍ以下、または２５０μｍ以下であり、また、上記センサーの電気化学的活性部分と上記コンタクトパッド間の好適な長さは、４ｃｍ以下、または２ｃｍ以下である。
【００１７】
上記作用電極１０４は、上記センサー本体の少なくとも一縁部、好ましくは周縁部に達していることが望ましい。図示している実施形態においては、上記作用電極１０４は、上記センサー本体の上記遠位縁部１２４に達している。上記作用電極１０４は上記縁部１２４から引っ込んでいても構わないが、この場合、上記作用電極１０４が、直接または分析物透過性の膜を介して分析を行う体液流と確実に接触できるよう注意を払う必要がある。別の実施形態においては、上記作用電極１０４は、上記遠位先端縁部（distal tip edge）１２４ではなく、上記センサー１００の一側縁部または側縁部１２８，１３０を経て体液流と接触してもよい。上記ベース層１１２全体あるいはその一部分が導電性である場合には、上記ベース層１１２が作用電極として機能できる。
【００１８】
上記作用電極１０４上あるいはその近傍に、１以上の検出層１３４が堆積されており、この検出層１３４が、分析物濃度を電気信号へと変換する。好適な検出層１３４としては、例えば、レドックスポリマー、酵素、および架橋剤によって形成される酵素ヒドロゲルが挙げられる。好適な検出層１３４には、米国特許出願第０９／０７０，６７７号、第０８／７９５，７６７号、第０９／２９５，９６２号、および米国特許仮出願第６０／１６５，５６５号に記載の検出層が含まれる。これらの特許出願は全て、引照をもって本明細書に組み込まれている。検出用化学物質（sensing chemistry）は、非浸出性であることが好ましく、例えば、体内に埋め込まれているときに、上記検出層１３４から有毒物質、免疫原性物質、または機能上不可欠な物資（operationally essential materials）（例えば、メディエーターまたは酵素）が浸出しないことが好ましい。このような非浸出性層は、例えば、架橋、取込み（entrapment）、または化学結合によって上記センサーに固定化された酵素および／またはレドックスメディエーターを含んでいてもよい。しかしながら、以下に述べる過酸化水素検出用化学物質のような、数多くのその他の検出用化学物質が利用可能である。一例を挙げると、一実施形態においては、検出層１３４の好適な膜厚は、上記検出層が水和されている場合には、８０μｍ未満、５０μｍ未満、または２０μｍ未満である。
【００１９】
上記作用電極１０４と同様に、上記検出層１３４は、上記センサー本体の少なくとも一縁部、好ましくは周縁部に達していることが望ましい。上記検出層１３４は、上記縁部において上記センサーの外部環境に露出されるよう、上記縁部に達している。上記検出層は、上記センサーを作動させたときに、測定を行う液流と接触するように上記縁部において露出している。図１に示す実施形態においては、上記検出層１３４は、上記遠位縁部１２４に達して露出されている。上記検出層１３４は上記縁部から引っ込んでいても構わないが、この場合、上記検出層１３４が、直接または分析物透過性の膜を介して確実に露出し、分析を行う体液流と確実に接触できるよう注意を払う必要がある。
【００２０】
上記トップ層１１６は、上記検出層１３４の上方に位置する。上記トップ層の材料は、上記ベース層１１２と類似または同一の高分子シートであってもよい。あるいは、上記トップ層１１６は、その場で（in situ）形成するポリマーフィルムであってもよい。その場で形成する好適なトップ層１１６としては、紫外線硬化性ポリマー、エラストマーおよびシリコーン系の密封材（elastomeric and silicone sealants）、二官能性エポキシ（two part epoxies）、感圧性接着剤、ポリウレタン、および、ポリアクリレートのような水性コーティングが挙げられる。上記トップ層１１６は、上記センサー１０１の大半または全体（但し、コンタクトパッドは除く）を覆ってもよいし、あるいは上記検出層１３４近傍の部分のみを覆ってもよい。上記トップ層１１６は、検出領域の縁部以外においては、上記作用電極１０４の埋め込み部分を可能な限り広く覆うことが望ましい。上記作用電極１０４を上記検出層１３４がない状態で体液流に露出させることは、アセトアミノフェン、アスコルビン酸塩、尿酸塩といった妨害物質の電気分解によって信号が生じるおそれがあるため望ましくないと思われる。上記トップ層１１６は、分析物または反応物（例えば、酸素）を透過してもよいが、分析物を通さないことがより好ましい。皮下組織に露出している上記トップ層１１６の表面は、生体適合性とすべきである。
【００２１】
上記トップ層１１６は、当業者に公知の様々な方法により、上記作用電極１０４または上記ベース層１１２に貼り付けることができる。最も好ましい方法は、それ自体が上記作用電極１０４または上記ベース層１１２に付着するトップ層１１６を使用することである。トップ層１１６の貼り付けには、例えば、接着剤、のり（glues）、および化学結合または熱結合を使用することができる。
【００２２】
上記センサー１００は、通常、対電極、参照電極、または組合せ対／参照電極（combined counter/reference electrode）１０８を備えている。好適な対／参照電極１０８の一例として、銀／塩化銀電極が挙げられる。あるいは、上記電極１０８を埋め込む代わりに、上記対電極または対／参照電極１０８を、例えば銀／塩化銀ＥＫＧ電極を使用して、皮膚の上に配置してもよい。本明細書で使用する「対電極」および「参照電極」という用語には、組合せ対／参照電極も含まれる。対または参照電極は、米国特許出願第０９／０７０，６７７号および米国特許出願第０９／０３４，４２２号に記載の材料および方法を含む、当該技術分野で公知の種々の材料および方法を用いて形成してもよい。これらの材料および方法は、上記作用電極の形成に使用する材料および方法と同一であってもよい。
【００２３】
上記対電極または参照電極１０８は、体液流と接触する限りにおいて、上記センサー１００における様々な場所に配置することができる。図１において、組合せ対／参照電極１０８は、上記トップ層１１６の外表面上に示されている。上記対または参照電極は、上記ベース層の外表面上に存在してもよいし、あるいは、上記対または参照電極が体液流と接触し、かつ試料不在時に上記作用電極と電気的に絶縁されている限りにおいて、上記トップ層またはベース層の内部（interior portion）に配置することも可能である。
【００２４】
図１に示す実施形態においては、分析物は上記センサー１００の上記遠位縁部、すなわち前縁部（leading edge）１２４へ拡散する。上記作用電極１０４および上記検出層１３４は、縁部に近接する場所であればどの部分に配置してもよいことは理解されるであろう。このことは、上記センサーの体内への挿入時、または上記センサーが体内で僅かに動いた場合に、上記検出縁部１２４にかかる応力（stresses）やひずみ（strains）を低減する上で有利であると考えられる。同様の理由により、上記センサーの形状は必ずしも矩形状でなくてもよいことは理解されるであろう。好適な検出位置の例としては、上記側縁部、上記センサーの外周部（external perimeter）における凹部、または上記検出層と上記作用電極とを貫通するように上記センサーに設けられた穴の縁部が挙げられる。
【００２５】
上記センサーの精度を向上させるため、様々な方法を用いることができる。例えば、過酸化水素生成酵素を有する妨害物質除去層を、拡散通路の入口付近に堆積させ、上記検出層がその後ろにくるようにしてもよい。妨害物質除去層の例が、米国特許第５，２６２，３０５号および第５，３６５，７８６号に記載されており、これらの米国特許は引照をもって本明細書に組み込まれている。
【００２６】
妨害物質を除去する別のアプローチは、２電極型センサー（two electrode sensor）とすることである。拡散通路入口に設けられた第１の電極を、尿酸塩、アスコルビン酸塩、またはアセトアミノフェンといった、ある種の易酸化妨害物質（easily oxidizable interferants）の電気分解に十分な高さの電位に維持する。第２の電極は、上記第１の電極の後ろに配置され、分析物濃度を測定する。これら２つの電極間を接続する電気的な経路は存在しない。
【００２７】
妨害物質の電流への影響（contribution）を最小化するアプローチの一つとして、アセトアミノフェンまたは尿酸塩等の妨害物質の酸化を起こさない酸化電位を有するレドックスポリマーを選択することが挙げられる。銀／塩化銀に対して＋１５０ｍＶ未満の電位での作用電極の作動を可能にするレドックスポリマーを選択すれば、アセトアミノフェン、尿酸塩、およびアスコルビン酸塩の酸化を低減または防止することができる。米国特許仮出願第６０／１６５，５６５号および米国特許出願第０９／２９５，９６２号に記載のレドックスポリマーが好適であり、これらの米国特許出願は、いずれも引照をもって本明細書に組み込まれている。
【００２８】
本発明は、David Goughの米国特許第４，８９０，６２０号、第４，７０３，７５６号、第４，６５０，５４７号や、Diabetes Care, vol. 5, No. 3, May-June 1982, Part 1, pp. 190-198等に記載のような、過酸化水素の生成およびその電気分解に基づく皮下グルコースセンサーにおける主要な問題を解決する。上記特許および文献は、引照をもって本明細書に組み込まれている。このタイプのセンサーにおいては、過酸化水素の生成または酵素（例えば、グルコースオキシダーゼ）による酸素の消費を、分析物の物質移動を制限する構造を利用して白金電極電極上で検出する。上述の問題は、上記センサーの酸素依存の原因となる、グルコース量と比べて比較的低い酸素濃度に関連している。
【００２９】
Goughに記載のセンサーを、本発明に従って変更し、上記センサーの上記縁部から上記検出層へ到達する分析物の流れ（analyte flux）を制限すると共に、上記トップ層を介して上記検出層へ到達する酸素の流れ（oxygen flux）、および上記センサー縁部を通って上記検出層へ到達する酸素の流れを強化する。グルコースより少量である酸素の拡散は、上記検出層コーティングを通過することによって強化される。上記検出層への分析物の流れは、上記検出層を極めて薄く形成し、これにより溶液に露出される縁部の面積を減少させることによって制限できる。上記トップ層のシート材料（top sheet material）を通過して上記検出層へ到達する酸素の流れは、酸素透過性の、好ましくはエラストマー系のトップ層を利用することによって強化できる。このような配置により、過酸化水素の検出に基づく皮下グルコースセンサーにおける根本的な制約、すなわち上記検出層への化学量論的に十分な酸素の供給への信号の依存に対処できる。これにより、酸素が上記エラストマーのトップ層を通って迅速に拡散できるようになる。センサー構造の一例は、上記ベース層上に配置された白金群金属含有炭素フィルムと、上記白金炭素上の架橋酵素（例えば、グルコースオキシダーゼ）の薄層（厚さ１〜５μｍ）と、上記酵素層上に配置された酸素透過性ポリシロキサンまたはその他のエラストマーコーティングとを備えている。このようなセンサーは、Goughに記載のセンサーよりもはるかに簡単に、しかもより小さいサイズに製造できる。
【００３０】
別の実施形態のセンサー２００が、図２に示されている。上記センサー２００は、上面２１１と、底面２１３と、側縁部２２８および２３０と、遠位縁部２２４と、近位端部２２０とを有するセンサー本体２０１を備えている。上記本体２０１は、作用電極２０６と、対／参照電極２０８と、検出層２３４とをさらに備えている。この実施形態においては、上記作用電極２０６および上記検出層２３４は、やはり上記センサー２００の「縁部」２２５に配置されるが、上記センサー２００の内部に溝２５０が形成され、この溝により、実際には上記センサー２００の上記本体の内部に位置する縁部２２５が規定される。
【００３１】
ベース層２１２とトップ層２１６は、一般に、上述のものと同様である。上記ベース層２１２とトップ層２１６とは、これらの層に接着、のり付け、または結合されるスペーサー２１４によって離間されている。上記スペーサーと接着剤とは、例えば、両面粘着剤をスペーサーとして使用することによって組み合わせて単一の層としてもよい。
【００３２】
溝２５０を、上記スペーサー２１４内に形成する。上記溝２５０は、図示しているように、上記センサー２００を完全に貫通していてもよいし、あるいは開口部を１つだけ有し、上記センサーの途中まで延びていてもよい。上記溝２５０は、体液流が上記溝２５０内に進入して上記縁部２２５と接触するよう設計されている。上記作用電極２０６および上記検出層２３４は、一般に、上述のものと同様であり、上記溝２５０内の上記縁部２２５において体液流と接触するよう、上記縁部２２５において露出している。
【００３３】
上記対および参照電極２０８は、一般に、上述のものと同様であり、様々な場所に配置してよい。上記場所には、先に述べた場所に加え、上記作用電極２０６と電気化学的に絶縁された、上記溝２５０内の場所も含まれる。
【００３４】
図１および２は、平面状のセンサーの実施形態を示している。しかしながら、その他の外形を用いることも可能である。一例として、上記センサーの二次元形状（topography）を曲線状とすることができる。図３に示すように、別の実施形態の一例には、円筒状のセンサー３００が含まれる。上記センサー３００は、外部層３５２と、検出層３３４と、作用電極３０４とを有するセンサー本体３０１を備えている。上記センサー本体は、一般に円筒状であり、遠位前縁部（distal front edge）３２４を有している。この円筒状の実施形態においては、上記作用電極３０４として機能する導電性の中央ロッドまたはワイヤが存在する。上記検出層３３４を上記ロッドまたはワイヤ３０４上に塗布し、絶縁層３５２を上記検出層３３４の頂部に塗布する。上記検出層３３４および上記絶縁層３５２は、浸漬コーティング法またはスプレーコーティング法によって適用できる。上記検出層および上記作用電極は、上記センサーを挿入すれば、測定を行う体液流と接触できるよう、上記遠位縁部３２４において露出している。長尺で連続的なロッド、ワイヤ、または繊維束をこのような方法で加工し、これを切断して個々のセンサーを得ることができることは理解されるであろう。
【００３５】
さらに別の実施形態における本発明のセンサー４００を、図４に示している。上記センサー４００は、外部層４５２と、作用電極４０４と、参照電極４０８と、検出層４３４とを備えたセンサー本体４０１を備えている。この実施形態においては、上記作用電極４０４、上記参照電極４０８、および上記検出層４３４は、絶縁層、すなわち外被（outer jacket）４５２内に形成されている。上記検出層４３４、上記作用電極４０４、および上記参照電極４０８は、上記本体の遠位縁部４２４において露出している。上記検出層４３４は、上記センサーの上記遠位縁部４２４に触れる体液流と接触できるよう露出している。このようなセンサー４００は、押出成形や射出成形といったプラスチック製造法（plastic production methods）を使用して、再現性が高く、しかも低コストな大量生産を行うことで、極めて高精度の公差とすることができる。上記作用電極４０４および参照電極４０８は、導電性材料で構成してもよいし、あるいは、炭素、金、白金、パラジウム、銀、および当業者に公知のその他の材料のような導電性材料の結合を助けるプラスチックまたは樹脂を含有させてもよい。好適なプラスチックは、スチレンエラストマー（イリノイ州、シカゴのＬ．Ｎ．Ｐ．プラスチックス社製のＲＴＰ２７９９Ｘ６６４３９ブラック（RTP 2799X66439 black, L.N.P. Plastics, Chicago, IL））である。上記作用電極４０４、上記参照電極４０８、および上記外被４５２は、現行の技術により同時に共押出（co-extruded）できる。円筒状のセンサー４００を図示しているが、平面状のセンサーを含む、その他様々な外形が好適である。このようなセンサーは、生体内または生体外のいずかにおいて使用することができる。また、このようなセンサーは、アンペロメトリー法またはクーロメトリー法によって作動させることができる。このようなセンサーおよび製造方法は、例えば、引照をもって本明細書に組み込まれている米国特許出願第０９／２９５，９６２号、「不浸出性または拡散性のレドックスメディエーターを用いた小体積生体外分析物センサー（Small Volume In Vitro Analyte Sensor with Diffusible or Non-leachable Redox Mediator）」に記載の生体外クーロメトリーセンサーに好適である。このようなセンサーにこのような製造方法を使用すると、上記特許出願に記載のような極めて再現性の高い薄膜セルが提供できるという点で特に有利である。
【００３６】
本明細書に記載のセンサーは、上記センサーの縁部からの上記検出層への分析物の拡散を制限するが、当業者であれば、大面積の一平面または一湾曲面から分析物が拡散するセンサーにおいても同様の成果が得られることを認識するであろう。このような実施形態においては、分析物が周縁部から拡散する必要はない。例えば、上記センサーの本体に小穴、切開部（incision）、または溝を形成し、非周縁部（non-peripheral edge）を形成してもよい。例えば、図１６を参照すると、トップ層５１６と、ボトム層（ベース層）５１２と、作用電極５０６と、検出層５３４と、対／参照電極５０８とを有する本体５０１を備えたセンサー５００の一実施形態が示されている。上記センサー本体５０１は、上記トップ層５１６に、分析物を上記検出層５３４へと拡散させる小穴５５２を有している。物質移動制限膜（mass transport limiting membrane）を設ける必要性をなくすか、あるいは低減するため、上記穴または切開部は、通常、上記検出層への分析物の物質移動の制限に十分な程度に小さく形成する。上記穴または切開部は、レーザの使用、打抜き、または穴を設ける面のスリッティングを含む多数の方法によって形成できる。
【００３７】
上述の実施形態に類似する実施形態においては、上記穴、切開部、または溝は、上記センサーの一部分において、上記トップ層および上記ベース層を完全に貫通するように形成してもよい。このような実施形態においては、上記検出層への分析物の拡散は、上記センサーの両側から起こり得る。拡散は、上記穴から上記センサーの内部縁部（internal edge）を経て上記検出層に向かって起こる。
【００３８】
センサーの作動
本発明を具現化したセンサーは、米国特許出願第０９／０７０，６７７号に記載のセンサーと同様の方法で作動できる。上記センサーは、アンペロメトリー法またはクーロメトリー法によって作動でき、米国特許出願第０９／０７０，６７７号に記載のセンサーの代わりとして直接使用できる。さらに上記センサーは、米国特許出願第０９／０７０，６７７号に記載の分析物監視システムにおいても作動する。
【００３９】
製造方法
本発明を具現化したセンサーは、バッチプロセスおよび連続プロセスを含む大量生産プロセス向けに設計することもできる。バッチプロセスにおいては、上記センサーを、カードまたはシート上に形成する。連続プロセスにおいては、上記センサーを、上記電極をその走行軸（running axis）に沿って繰り返し形成されたパターンとして備えたウェブ上に形成することができる。上記センサーは、上記ボトム層（ベース層）またはトップ層への電極のスクリーン印刷、ナノスケールの試薬堆積（nano-scale reagent deposition）、上記トップ層のコーティングと硬化、シート材料の積層、シートまたはロールからの上記センサーの切り離しといった公知の製造工程を使用して製造するよう設計されている。また、上記センサーを、押出しプロセスによって製造してもよい。上記センサーは、米国特許出願第０９／０３４，４２２号および米国特許出願第０９／２９５，９６２号に記載の技術によって製造することも可能であり、両特許出願は、引照をもって本明細書に組み込まれている。
【００４０】
好適なセンサー構成の一例は、カーボンインクをプラスチックシートの前部にスクリーン印刷し、銀／塩化銀対／参照電極を上記シートの後部にスクリーン印刷することによって製造される。上記炭素電極上に、幅０．４０ｍｍ×１６ｍｉｌｘ未満、長さ０．７５ｍｍ×３０ｍｉｌｘ未満となるように検出層形成用の調合物（sensing layer formulation）の筋を形成する。一回の塗布で十分な厚さが得られるよう、固形分の割合が、１０〜３０重量％と高い調合物が好ましい。生体適合性のコーティング、例えば、シリコーン系の密封材、感圧性接着剤、またはポリウレタンコーティングを用い、上記カーボンインクおよび上記検出層を被包（encapsulate）する。上記ウレタンは、疎水性（非膨潤性）かつ非結晶性（結晶領域、ハードセグメントの含有率が低い）材料であることが好ましい。このような材料は、上記基体に対する接着性がよい。湿分硬化性ポリプロピレンオキシドまたはグリコールウレタンが好ましい。ポリウレタンのその他の例として、ＬＯＲＤ２９４１およびＬＯＲＤ２９４０の商品名で市販されているポリウレタンが挙げられる。さらに、バイエル（Bayer）社より市販されている商品名ＢＡＹＴＥＣ  ＭＰ−１２０の湿分硬化性ポリウレタン（ジフェニルメタンジイソシアナート（ＭＤＩ）−ターミナルポリエーテル（ポリプロピレングリコール）プレポリマー（diphenylmethane diisocyanate (MDI)-terminated polyether (polypropylene glycol) prepolymer）および商品名ＢＡＹＴＥＣ  ＭＰ０３０の湿分硬化性ポリウレタンが好適である。
【００４１】
上記生体適合性コーティングを硬化させた後、上記センサーの先端をスリッティングして上記縁部を露出し、上記検出層を露出させる。上記銀／塩化銀電極および炭素電極への接続部は、様々な方法によって形成される。いくつかの実施形態においては、腐食電流の発生やその影響をなくすか、または低減するため、上記接続部を被包する。
【００４２】
個々のセンサーを、上記カード、シート、またはウェブより、スチール製打抜き型（steel die）の使用またはこれに匹敵する方法によって切り離すことができる。上記打抜きは、上記検出層の領域以外の部分においては、切断線（cut profile）が、上記作用電極パターンの外周より実質的に外側に位置するように行われる。上記領域においては、切り口が上記作用電極を横切っており、これにより上述した全ての層の断面が露出される。この切断領域が、上記センサーの分析物検出領域となる。スリッティングまたはキスカッティング（kiss-cutting）といったその他の切断方法も好適である。スリッティング作業においては粉塵の発生が打抜き法に比べて少ないことから、好ましい方法はスリッティングである。
【００４３】
本明細書に記載のセンサーの実施形態は、従来の埋め込み式分析物センサーと比べ、以下に述べるような利点を一以上有し得る。
【００４４】
１．  センサーの外形により、上記検出層への分析物の物質移動が自ずと制限されるため、物質移動制限膜を設ける必要がない。物質移動制限膜が存在していなくても、上記センサーのリニア範囲が広い。
【００４５】
２．  上記センサーは、電極印刷、試薬堆積、積層、およびスリッティングを標準的な現行の方法で行うことにより容易に作成できる。特に、再生可能な（reproducible）分析物物質移動特性を有する物質移動制限膜を電極表面にしっかりと貼り付ける必要性をなくすことができる。
【００４６】
３．  上記センサーは、作動安定性が向上し、これに伴い作動寿命も向上している。このような向上の理由の一部として、以下が挙げられる。
Ａ．  上記検出層への分析物（例えば、グルコース）の流れが低減したことにより、酵素ターンオーバーの速度が減少し、これにより上記酵素の寿命が延長される。
Ｂ．  使用時には上記検出層の上記縁部における酵素が失活しているため、グルコースが上記検出層により深く拡散して比較的未使用の酵素に到達し、これにより上記センサーの寿命が延長される。
Ｃ．  上記検出層を上記ベース層と上記トップ層との間に固定化したことで上記検出層が安定し、これにより上記センサーの寿命が延長される。
Ｄ．  上記検出層を上記ベース層とトップ層との間に固定化したため、上記ヒドロゲルの膨潤が制限されると共に、上記検出層の上記作用電極から離れた部分が上記作用電極と電気的に導通しない可能性が低減し、不十分に結合された検出ヒドロゲルが周囲（environment）に放出されるおそれが低減する。
【００４７】
４．  酵素またはメディエーターが組織に浸出するおそれが減少する。
【００４８】
５．  異なる反応物が１０または１００倍相違する濃度で体内に存在する場合であっても、上記検出層に適量の上記異なる反応物が拡散するようにセンサー材料を選択することができる。酸素または過酸化水素を検出するグルコースセンサーにおいて、グルコースを縁部から拡散させ、酸素を頂部および縁部から拡散させることが、一例として挙げられる。同様に、上記検出層から反応生成物を所要程度移動できるようセンサー材料を選択することができる。
【００４９】
センサー工学（Sensor Engineering）
上記センサーの感度は、上記センサーの設計によって制御可能と考えられる多数の要因、例えば、（i）露出縁部の表面積（長さおよび高さ）、（ii）上記センサーにおける分析物拡散通路の長さ、（iii）上記拡散通路および上記検出層内での分析物の拡散係数等によって決定される
【００５０】
以下に述べるのは、図１に示すセンサー１００に関し、規定グルコース濃度範囲内での信号安定性に必要な条件に関する分析結果である。上記センサーにおける分析物反応領域の溶液露出面の高さをｈ、長さをＬとする。図１に示したセンサー１００において、上記検出層１３４が、少なくとも同じ長さである印刷炭素電極上に設けられたグルコースオキシダーゼ／レドックスポリマー層である場合には、ｈは上記検出層の厚さを表し、Ｌは上記検出層の長さを表す。信号（電流出力）の安定性に必要な条件は、グルコース流（glucose-flux）が上記作用電極１０４によって完全に電気酸化されることである。溶液濃度がＣsol（モル／ｃｍ3）のとき、このグルコース流は、分析を行う溶液中におけるグルコースの拡散率（拡散係数）をＤsol（ｃｍ2／秒）とすると、Ｄsol×ｈ×Ｌ×Ｃsolで表される。グルコースは、Ｄfilm（ｃｍ2／秒）の拡散率で上記表面へと拡散する。グルコースは上記表面上において電気酸化されるが、その反応の速度定数（rate constant）は、該反応をグルコースの移動によってではなく、その反応工程のいずれか一の速度式によって制御する場合には、ｋ（モル／ｃｍ2）で表される。したがって、反応したグルコースの量は、Ｄfilm×ｋに比例しており、安定した信号を得るための必要条件は、ａを定数として、
Ｄsol×ｈ×Ｌ×Ｃsol＜ａ×Ｄfilm×ｋ×Ｌ  （１）
として表されるか、あるいは単純に、
Ｄsol×ｈ×Ｃsol＜ａ×Ｄfilm×ｋ          （２）
である。信号の絶対値はＬに比例するため、システムの電気的要求事項（electronic requirements）に合わせて信号の大きさ（magnitude）を調整することが可能である。
【００５１】
レドックスポリマー・酵素バイオセンサーの安定性は、上記レドックスポリマーの化学作用が十分に最適化されていると仮定すれば、酵素の実効寿命（effective enzyme lifetime）によって大きく制限されている。本発明のセンサー設計の利点は、酵素活性が減少した場合においても、センサー性能が持続することである。上記分析物の酵素的変換は、上記センサーの先端部分の酵素が失活しているため、さらに上記溝内で起こる。本発明のセンサー設計によれば、１）グルコース拡散が上記検出層の上記縁部に限られており、酵素寿命が延長される、２）酵素の失活は、上記分析物が上記センサー溝へとさらに拡散し、十分な酵素活性を有する上記検出層の領域に到達するため補われる、という理由により、在来の面開放型（open-face）センサーに比べて安定性が向上する。
【００５２】
上記検出層を薄くすることにより、検出層の膨潤に起因する構造応力（structural stress）が低減する。膜厚１００μｍ未満の検出層が好適であり、１〜１０μｍの膜厚が好ましい。
【００５３】
上記検出層が、水によって膨潤するゲル（water-swollen gel）を含んでいる場合、上記膨潤性ゲルによってセンサー内に発生する構造応力を収容するため、弾性変形可能なトップ層を使用することが好ましい。好適な材料は、エラストマーオーバーコーティング（elastomeric overcoating）である。
【００５４】
Ｄfilmの値が高いことを特徴とする検出層を使用することが望ましい。検出層としては、グルコースが水中と同程度に迅速に拡散するヒドロゲルが好適である。この場合にも、Ｄfilmが著しく減少しない限りにおいて、上記ゲルの構成物質の抜け出し（extraction）を防止するため、上記ゲルを架橋することが依然として望ましい。Ｄfilmが減少すると、妨害物質の信号への影響が大きくなると共に、電流の安定性が悪くなる。
【００５５】
反応物として酸素を必要としない検出層もあり、酸素濃度の変化によって測定誤差が生じる場合がある。例えば、酸素が電子輸送メディエーター（electron transport mediators）を酸化し、上記メディエーターの電極への電荷輸送能に干渉する場合がある。このような場合、酸素透過性がそれほど高くないか、あるいは酸素を透過しないトップ層材料を使用し、上記検出層中に存在する溶解酸素を最小限とすることが望ましい。エラストマー系のトップ層のほとんどが高い酸素透過性を有しているが、酸素を透過しないエラストマーを選択することが可能である。あるいは、酸素の進入を、塩化銀箔の対／参照電極を上記トップ層上に配置することにより遮断してもよい。
【００５６】
検出層の組成
本発明を具現化したセンサーに適した検出層は、通常、１）レドックスポリマー、２）酵素、３）架橋剤という３つの主要成分を含んでいる。さらに、例えば、酵素安定剤、加工補助剤（processing aids）、可塑剤、湿潤剤（humectants）等のその他の成分が存在していてもよい。安定剤の例としては、グルタミン酸、グルコン酸塩、タンパク質、亜鉛塩、カルシウム塩、ポリエチレングリコール、および緩衝剤のようなその他様々な材料が挙げられる。加工補助剤としては、例えば、上記検出層の堆積を容易にする粘度調整剤、乾燥特性（drying characteristics）を向上させる物質、または上記基体の濡れの向上に用いる界面活性剤が挙げられる。湿潤剤や、グリセロールといった可塑剤は、上記トップ層を上記検出層に適用する際に、上記検出層のゲルの膨潤状態を維持するために使用できる。上記検出層において水の代わりに上記可塑剤が使用されしている場合には、これによって使用時の上記検出層における機械応力（mechanical stresses）を低減することができ、しかも体積の変化はほとんどない。
【００５７】
グルコースセンサーに有用なレドックスポリマーの一種は、ポリビニルピリジン（１６０Ｋ）から以下の方法で調製できる。すなわち、まず、上記ピリジンの官能基の１５％をブロモヘキサン酸によって四級化し、次に、例えば、（４−（６−アミノヘキシル）アミノ−２，２’−ビピリジン）ビス（１，１’−ジメチル−２，２’−ビイミダゾール）オスミウム（III）三塩化物のようなアミド含有レドックスメディエーターと反応させて、ペンダントカルボン酸官能基（pendant carboxylic acid functionality）を全てアミドへと変換することによって得られる。別の有用なレドックスメディエーターは、（Ｏｓ（ｂｐｙ）2Ｃｌ）+/2+をポリビニルピリジンと錯化することによって形成される。上記レドックスポリマーは、調合物中の固形分（formulation solids）の２０〜８０重量％を占める。
【００５８】
ポリビニルピリジンレドックスポリマーに適した架橋剤としては、多機能エポキシド、例えば、ポリ（エチレングリコール）４００ジグリシジルエーテル（ポリサイエンス（Polysciences）社製）、Ｎ，Ｎ−ジグリシジル−４−ジグリシジルオキシアニリン（ウィスコンシン州ミルウォーカー(Milwaukee, WI)のアルドリッチケミカル社（Aldrich Chemical Co.）製）、ジグリシジル１，２−シクロヘキサンジカルボキシレート（アルドリッチ社製）、およびその他の多機能性エポキシドが挙げられる。上記架橋剤は、通常、調合物中の固形分の５〜５０重量％である。上記酵素成分、すなわちグルコースオキシダーゼは、通常、調合物中の固形分の５〜６０重量％である。
【００５９】
上述の説明は、本発明の広範な共通部分と範囲とを理解するための基礎を提供するものである。以下に挙げる実施例および試験データにより、本発明のある特定の実施形態が理解される。以下に示す詳細な実施例を参照し、本発明をさらに詳しく説明する。これらの実施例は、上述の請求項で述べた本発明の範囲を限定しようとするものではない。本発明の構想の範囲内での変更は、当業者には明白である。
【００６０】
［実施例］
（実施例１）
図1および２に示した主要構成部品（key elements）と類似の主要構成部品を備えたグルコースセンサーを設計して組み立てた。作用電極および検出層を、図１に示したものと極めて類似する方法で形成したが、上記作用電極および検出層を、上記センサーの遠位先端部からわずかに引っ込ませた。グルコースは、溶液中から上記遠位先端部へと拡散し、上述の引っ込ませた作用電極へと拡散した。銀／塩化銀対／参照電極を、図２に示す溝と極めて類似する二面間溝（sandwiched channel）内に配置した。
【００６１】
上記センサーの組み立てを、以下のようにして行った。厚さ約１５０μｍの一片のポリエステルに、エルコンＧ４４９グラファイトインク（マサチューセッツ州、ウェアハムのエルコン社製（Ercon, Inc., Wareham, MA））を、インク跡の幅（trace width）が約７５０μｍ、インクの厚み（ink thickness）が約１２μｍになるように印刷した。上記ポリエステルを、上記インク跡が中央になるように、約３ｍｍ幅に切断した。酵素／レドックスポリマー検出用化学物質の上記カーボン跡の遠位端部への適用を、０．１μＬづつの３回の滴下を、各回の液滴が乾燥してから次を滴下するようにして行った。コーティングの際、上記検出層が上記カーボン跡の幅を上回るようにした。コーティングを施した上記組立品を、上記カーボン跡に垂直に鋭利な刃（blade）で切断し、乾燥する縁部の影響（drying edge effects）を受けていない上記検出層の部分を露出させた。
【００６２】
上記組立品と接合する上記装置の上ハーフを、同じポリエステルを用いて作成したが、ここでは対／参照電極として働く銀／塩化銀インク（エルコンＲ４１４（Ercon R414））によるコーティングを行った。インク跡の長さを約２ｍｍ短くし、矩形状の「パドル」として終端させることを除き、このインクを上記グラファイトと同様のパターンに形成した。次に、上記装置の近位端部における接続部の面、および上記銀パドルの上方の、上記インク跡の長軸と垂直な幅約１．２５ｍｍの溝となる部分を除く上記銀表面全体に、３Ｍ４６７感圧性接着剤（ミネソタ州、セントポールの３Ｍ社製）を、約０．２５μｍの厚さでコーティングした。この溝により、上記電極と液流の接触が可能になり、また、上記ポリエステル片の遠位端部において上記溝の後ろにある上記接着剤により、上記検出層への上記切断縁部以外からの液流の浸透が遮断された。
【００６３】
上述の２つのハーフを手で圧力を加えて接合し、上記検出層の切断縁部以外を接着剤で覆い、液流が上記溝を通って上記参照電極とは接触するが、上記検出層とは連絡しないようにした。上記検出層の化学物質は、ポリ−４−ビニルピリジン（エタノール３０％／ＨＥＰＥＳ緩衝液７０％中に１０ｍｇ／ｍｌ（１０ｍＭ、ｐＨ８．０））と錯化した［Ｏｓ（ｂｐｙ）2Ｃｌ］+/2+（式中、ｂｐｙは２，２’−ビピリジン）と、グルコースオキシダーゼ（ＨＥＰＥＳ緩衝液中に１０ｍｇ／ｍｌ（１０ｍＭ、ｐＨ８．０））と、ポリ（エチレングリコール）ジグリシジルエーテル（４００ＭＷ、水中に２．５ｍｇ／ｍｌ）とを含んでいた。上記検出層を、温度２０度、相対湿度５０％の条件下で２０時間硬化させた。
【００６４】
上述の方法で４個のセンサーを組み立て、１０ｍＭグルコース濃度のリン酸塩緩衝液（２０ｍＭリン酸、１００ｍＭ塩、ｐＨ７．１）で２３時間作動させた。４個のセンサーそれぞれに関し、２３時間の作動前後の検量データ（calibration data）を得た。
【００６５】
図５は、上記４個のセンサーに関し、２３時間の作動前後に得た検量線を示している。同図において、菱形の記号は第１のセンサーを、四角形は第２のセンサーを、三角形は第３のセンサーを、丸は第４のセンサーを表している。さらに、黒塗りの記号は作動前の検量データを、白抜きの記号は作動後のデータを示している。同図が示すように、上記センサーは非常に安定性が高く、試験期間中における信号の損失は、あらゆるグルコース濃度範囲にわたって約７ｎＡ未満であった。センサー応答は、物質移動制限膜を設けていなくとも、５〜３０ｍＭのグルコース濃度において直線的であった。センサー感度も、７．５〜３０ｍＭのグルコース濃度範囲において、約２．５ｎＡ／ｍＭと極めて良好であった。
【００６６】
図６は、試験期間中における上記センサーの安定性を、別の形で示している。図６のグラフにおける４本の直線は、作動時における４個のセンサーからの信号データにそれぞれ対応している。各センサーにおいて、電流は最初の１５分間で急速に減少し、安定した信号となった。信号の減少は、２３時間の試験期間を通して０．９１％〜５．０２％の範囲であり、すなわち１時間当たり０．１６％の平均速度で減少していた。
【００６７】
（実施例２）
図１に示すグルコースセンサーを、ポリエステル基体にグラファイトインクを印刷し、検出用化学物質を塗布し、乾燥させた上記検出層をウレタン封入剤（urethane encapsulant）でコーティングすることによって作製した。別個の銀／塩化銀参照電極を、対電極として使用した。
【００６８】
一片のポリエステルに、エルコンＧ４４９グラファイトインク（ERCON G449 graphite ink）（マサチューセッツ州、ウェアハムのエルコン社（Ercon, Inc., Wareham, MA）製）を、インク跡の幅が約７５０ミクロン、インクの厚みが約１２ミクロンになるように印刷した。酵素／レドックスポリマー検出用化学物質を、上記センサー跡の遠位端部に、４μＬの１回の滴下によって塗布し、５３℃で４０秒間乾燥させた。
【００６９】
上記センサーを、ＲＨ（相対湿度）８０％、温度２５℃に保った環境室に置き、２４時間放置した。２と１／２のワイヤ巻回ロッドを使用し、湿分硬化性ウレタンプレポリマーを、ＲＨ８０％、温度２５℃の条件下で上記電極と上記検出層上にコーティングした。上記ウレタンは、昇湿度下にて１２時間後に硬化した。硬化後、回転式打抜き型（rotary die）を使用して上記検出層の液滴の中央をスリッティングし、上記検出層を露出させた。残りのプラスチックシートから完成したセンサーを打抜き、センサーの全幅を３５，０００分の１インチとした。
【００７０】
上記ウレタンプレポリマーは、ウィスコンシン州、ミルウォーカー(Milwaukee, WI)のアルドリッチ（Aldrich）社製のポリプロピレングリコール−トリレン−２，４−ジイソシアナートターミナル（Polypropylene glycol-tolylene-2,4-diisocyanate terminated）（８．４％イソシアナート）１４．６５ｇと、ウィスコンシン州、ミルウォーカー(Milwaukee, WI)のアルドリッチ（Aldrich）社製のポリプロピレングリコールビス（アミノプロピルエーテル）（Ｍn＝４０００）３．５４ｇとを混合して調製したものである。
【００７１】
上記酵素／レドックスポリマーコーティングは、その１５重量％が固形分であり、上記固形分は、３４．１重量％のレドックスポリマーＸ５（以下に述べる）と、４１．１重量％のグルコースオキシダーゼＧＬＯ−２０１（日本、大阪の東洋紡社（Toyobo Co., Osaka, Japan）製）と、２４．８重量％のポリ（エチレングリコール）４００ジグリシジルエーテル（ＰＥＧ−４００−ＤＧＥ）（ペンシルヴェニア州、ウォリントン（Warrington, PA）のポリサイエンス社（Polysciences, Inc.）製）とで構成されていた。上記コーティング溶液は、希釈ＨＥＰＥＳ緩衝液中で調製した。上記レドックスポリマーＸ５は、ポリビニルピリジン（１６０Ｋ）から、まず、上記ピリジンの官能基の１５％をブロモヘキサン酸によって四級化し、次に、レドックスメディエーターである（４−（６−アミノヘキシル）アミノ−２，２'−ビピリジン）ビス（１，１'−ジメチル−２，２'−ビイミダゾール）オスミウム（III）三塩化物と反応させて、ペンダントカルボン酸官能基を全てアミドに変換することによって調製した。
【００７２】
上述の方法で８個のセンサーを組み立て、２０ｍＭグルコース濃度のリン酸塩緩衝液（２０ｍＭリン酸、１００ｍＭ塩、ｐＨ７．１）で４３時間作動させた。８個のセンサーそれぞれに関し、４３時間の作動前後の検量データを得た。図７は、上記８個の各センサーに関し、４３時間の作動前に得た検量線を示し、図８は、上記８個のセンサーそれぞれに関し、４３時間の作動後に得た検量線を示している。上記センサーは、いずれも許容可能な安定性を示し、さらに高いグルコース濃度においても感度を示した。センサー感度は、５〜３０ｍＭのグルコース濃度範囲において、約１〜３ｎＡ／ｍＭと優れていた。図９は、４３時間の実験期間中における、上記８個の各センサーにおける信号の減少を示している。平均減少速度は０．８７％／時間であった。
【００７３】
（実施例３）
本実施例のセンサーの作製にあたり、その検出層を、希釈ＨＥＰＥＳ緩衝液中の１５重量％の固形成分を構成する、５２．３重量％のＸ５、１２．３重量％のグルコースオキシダーゼ、および３５．４重量％のＰＥＧ−４００−ＤＧＥで構成する以外は、実施例２で述べた電極作製手順を繰り返した。上記溶液４０ｎＬを、各センサー跡に塗布し、周囲条件（ambient conditions）下で乾燥させた。上記ウレタンを、周囲条件下で硬化させた。図１０に示した結果は、６４時間の安定性調査期間の間に、０．３５％／時間に相当する平均速度で電流が減少したことを示している。図１１および１２に示す上記安定性実験の前後に収集した検量データは、電流損失が同程度であり、良好な感度が高グルコース濃度においても得られたことを示している。図１１および１２において、菱形の記号を有する曲線が、本実施例のセンサーのデータである。
【００７４】
（実施例４）
本実施例のセンサーの作製にあたり、その検出層を、希釈ＨＥＰＥＳ緩衝液中の１１重量％の固形成分を構成する、６６．６重量％のＸ５、１３．４５重量％のグルコースオキシダーゼ、および２０重量％のＰＥＧ−４００−ＤＧＥで構成する以外は、実施例２に述べた電極作製手順を繰り返した。上記溶液１６ｎＬを、各センサー跡に塗布し、周囲条件下で乾燥させた。上記ウレタンを、周囲条件下で硬化させた。図１０に示した結果は、６４時間の安定性調査期間の間に、０．５３％／時間に相当する平均速度で電流が減少したことを示している。図１１および１２に示す上記安定性実験の前後に収集した検量データは、電流損失が同程度であり、良好な感度が高グルコース濃度においても得られたことを示している。図１１および１２において、三角形の記号を有する曲線が、本実施例のセンサーのデータである。
【００７５】
（実施例５）
本実施例のセンサーの作製にあたり、その検出層を、２４．３重量％のＸ５と、２８．８重量％のグルコースオキシダーゼと、１７．７重量％のＰＥＧ−４００−ＤＧＥと、２９．２重量％のグリセロールで構成する以外は、実施例２に述べた電極作製手順を繰り返した。８個のセンサーをこの手順で作製し、試験を行った。図１３、１４、および１５に示す試験結果は、許容可能な電流の減少を示し、高グルコース濃度においても良好な感度が得られたことを示している。図１３は、各センサーに関して作動前に得た検量線を示し、図１４は、各センサーに関して作動前に得た検量線を示し、図１５は、上記８個の各センサーの、作動時における信号の減少を示している。
【図面の簡単な説明】
【図１】  図１は、本発明の一実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【図２】  図２は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【図３】  図３は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【図４】  図４は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【図５】  図５は、実施例１のセンサーに関し、２３時間の作動前後に得た検量線を示している。
【図６】  図６は、上記実施例１のセンサーの一日安定性を示したグラフである。
【図７】  図７は、実施例２のセンサーに関し、４３時間の作動前に得た検量線を示している。
【図８】  図８は、実施例２のセンサーに関し、４３時間の作動後に得た検量線を示している。
【図９】  図９は、実施例２の４３時間の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
【図１０】  図１０は、実施例３および４の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
【図１１】  図１１は、実施例３および４のセンサーに関し、実施例３および４の安定性実験の前に得た検量線を示している。
【図１２】  図１２は、実施例３および４のセンサーに関し、実施例３および４の安定性実験の後に得た検量線を示している。
【図１３】  図１３は、実施例５のセンサーに関し、実施例５の安定性実験の前に得た検量線を示している。
【図１４】  図１４は、実施例５のセンサーに関し、実施例５の安定性実験の後に得た検量線を示している。
【図１５】  図１５は、実施例５の実験期間中におけるセンサーの信号の減少を示したグラフである。
【図１６】  図１６は、本発明の別の実施形態に係る分析物センサーの斜視図である。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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