(57)【要約】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。
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【特許請求の範囲】
【請求項１】
固体成分を含んだ試料液を移動させ、かつ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電圧を印加したときに、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。
【請求項２】
上記濃縮手段は、吸水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。
【請求項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。
【請求項４】
上記第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、を備えている、請求項２に記載の測定用具。
【請求項５】
上記吸水層は、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ている、請求項４に記載の測定用具。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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、上記カバーにより構成されている、請求項７に記載の測定用具。
【請求項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。
【請求項１０】
上記粉末は、非吸水時において、重量平均粒子径が１００〜１０００μｍである、請求項９の記載に測定用具。
【請求項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。
【請求項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。
【請求項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０〜１５μｍ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。
【請求項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よび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している、請求項４に記載の測定用具。
【請求項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おいて隣接する位置に形成された部分を有している、請求項１４に記載の測定用具。
【請求項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。
【請求項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、か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。
【請求項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が５〜１５μｍとなるように形成されている、請求項１７に記載の測定用具。
【請求項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。
【発明の詳細な説明】
【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やコレステロール）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、たとえば試料液、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電極を利用して電圧を印加し、そのときの応答電流値に基づいて特定成分の濃度が演算される。このような反応系は、たとえば酸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いて構築される。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、電極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全血（血球を含んだ状態の血液）を使用した場合には、電極の表面に存在する血球によっ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（ヘマトクリット値）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離膜を設ける方法（たとえば日本国特開平８−１１４５３９号公報および日本国特表２００２−５０８６９８号公報参照）、あるい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平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、血漿成分を分離膜に透過させる必要があるために血漿が電極の表面に到達す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解消するためには、使用すべき全血の量を多く確保すればよいが、この場合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、かつ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電圧を印加したときに、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、測定用具が提供される。
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程度に液体成分を吸水することができ、またその吸水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。この場合、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が、それぞれ流路における厚み方向の寸法の１／３０〜１／１０および１／５〜３／５となるように形成するのが好ましい。吸水層は、水溶性に形成してもよい。
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、吸水性高分子材料を含むものとしてカバーを形成することにより、カバーにより構成することができる。
吸水層は、カバ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１００〜１０００μｍとされる。これは、平均粒子径が不当に小さい場合には、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場合には、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。
吸水層は、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い。この吸水層は、たとえば基板およびカバーのうちの少なくとも一方に設けられる。この場合に吸水層は、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とするのが好ましい。同様な理由から、吸水層は、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が０〜１５μｍとなるように形成するのが好ましい。
吸水層は、電子授受界面に対して、上流側において隣接する位置および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。この場合の吸水層は、電子授受界面に対して、上流側において隣接する位置に形成された部分および下流側におい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られ、かつ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が、たとえば５〜１５μｍとなるように形成される。
本発明の測定用具において測定対象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い。
【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バイオセンサの全体斜視図である。
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ＩＩＩ−ＩＩＩ線に沿う断面図である。
図４Ａおよび図４Ｂは、バイオ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に示したバイオ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オセンサを示す図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オセンサを示す図３に相当する断面図である。
図８Ａおよび図８Ｂ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バイオセンサを示す図３に相当する断面図である。
図１０Ａおよび図１０Ｂは、図９に示したバイオセンサからカバーおよびスペ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１３は、実施例１のバイオセンサにおけるヘマトクリット値（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ヘマトクリット値（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】  以下においては、本発明の第１ないし第５の実施の形態について、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、血糖値を測定する場合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、一対のスペーサ４０，４１を介してカバー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によってキャピラリ６が形成されている。
キャピラリ６は、毛細管現象を利用して血液を移動させ、かつ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、基板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、端部開口６２は内部流路６０におい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、一対のスペーサ４０，４１は、基板３に対してカバー５を接合するとともに、キャピラリ６の内部流路６０の寸法を規定するためのものである。一対のスペーサ４０，４１は、基板３の短手方向に延びるようにして、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、基板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と接触する部分は、電子授受部３１ａを構成している。
試薬部３３は、たとえば酸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オキシターゼやグルコースデヒドロゲナーゼが使用される。電子伝達物質は、電圧の印加や反応により酸化あるいは還元されるものであり、血糖値の測定においては、電子伝達物質として、たとえばフェリシアン化カリウムが使用される。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３１ａ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、吸水性高分子材料を含んだ吸水シートをカバー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、吸水時における厚み寸法が内部流路６０の高さ寸法Ｈの１／５〜３／５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のものが使用される。より具体的には、吸水性高分子材料としては、たとえばアクリル酸塩重合体架橋物、ビニルアルコール−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ニルアルコール架橋物、架橋イソブチレン−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カリ塩架橋物、ポリアク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性高分子材料とを混合した層として形成してもよい。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溶液をカバー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２０ａ，２０ｂ、電圧印加部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２０ａ，２０ｂは、濃度測定装置２に対してバイオセンサ１を装着した場合に、バイオセンサ１における作用極３１および対極３２の端部３１ｂ，３２ｂに接触させるためのものである。
電圧印加部２１は、第１および第２の端子２０ａ，２０ｂを介して、バイオセンサ１の作用極３１と対極３２との間に電圧を印加するためのものである。電圧印加部２１は、第１および第２端子２０ａ，２０ｂと電気的に繋げられている。電圧印加部２１は、たとえば乾電池あるいは充電池などの直流電源を備えたものとして構成される。
電流値測定部２２は、電圧印加部２１によって作用極３１および対極３２の端部３１ｂ，３２ｂの間に電圧を印加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にバイオセンサ１が装着された後において、電流値測定部２２によって測定された電流値に基づいて試薬部３３（図１ないし図３参照）に試料液が供給されたか否かを検知するためのものである。
制御部２４は、電圧印加部２１を制御し、作用極３１および対極３２の間に電圧が印加される状態と印加されない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ペロメトリックな手法に基づい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ＲＯＭ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に良く表れているように、まず濃度測定装置２にバイオセンサ１をセットする。そうすると、バイオセンサ１の作用極３１および対極３２の端部３１ｂ，３２ｂが濃度測定装置２の第１および第２端子２０ａ，２０ｂと接触する。この状態では、第１および第２端子２０ａ，２０ｂを介して、作用極３１と対極３２の間への電圧の印加が可能とされている。実際の測定においては、濃度測定装置２にバイオセンサ１を装着した時点から、作用極３１と対極３２との間に定電圧が印加される。作用極３１と対極３２との間に印加する定電圧は、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との間への定電圧の印加は、血糖値を演算するための応答電流が測定されるまでは継続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４Ａおよび図４Ｂに示したように、血液ＢＬは、毛細管現象により、キャピラリ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４Ｂに良く表れて入るように、血液ＢＬが端部開口６２に至り、キャピラリ６の内部流路６０が血液ＢＬによって充填されるまで行われる。その過程においては、血液ＢＬによって試薬部３３（図４Ａ参照）が溶解させられ、内部流路６０には、液相反応系が構築される。このとき、吸水層５１において血液ＢＬ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３１ａ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液ＢＬ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。電圧印加状態では、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３１ａの表面に移動し、電子授受部３１ａ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３１ａに供給された電子の量は、第１および第２端子２０ａ，２０ｂを介して電流値測定部２２において応答電流として測定される。
一方、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においてモニ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場合には、この検知から一定時間経過したか否かが検知部２３において判断される。
検知部２３において一定時間が経過したと判断された場合には、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、応答電流値を電圧値に換算した後に、この電圧値を、予め作成しておいた電圧値と血糖値との関係を示す検量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、キャピラリ６の内部流路６０に血液ＢＬが供給された場合には、吸水層５１において血液ＢＬの血漿成分が吸水され、作用極３１の電子授受部３１ａ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３１ａの表面や周りは、擬似的に高ヘマトクリット値の血液ＢＬを供給したのと同様な状態とされる。また、吸水性高分子材料として、たとえば吸水能力が１０〜５００ｇ／ｇのものを使用すれば、低ヘマトクリット値な血液ＢＬ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、ヘマトクリット値の高低に拘わらず、同程度の高ヘマトクリット状態を達成することができる。
バイオセンサ１ではさらに、測定用具におい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、血漿成分を分離膜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いた。これに対してバイオセンサ１では、血液ＢＬがキャピラリ６の内部流路６０を進行する際に分離膜のような障害はないため、分離膜を使用する場合のように測定時間が長くなることもない。また、バイオセンサ１では、キャピラリ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、微量な血液ＢＬ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１Ａでは、吸水層５１Ａがキャピラリ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。吸水層５１Ａ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カバーに塗布し、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。
キャピラリ６の全長に亘っ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、カバー５の全体を吸水層として構成してもよい。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オセンサについて、図７を参照しつつ説明する。
図７に示したバイオセンサ１Ｂでは、吸水層５１Ｂ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５１Ｂ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カバーに貼着されている。吸水性高分子としては、重量平均粒子径が１００〜１０００μｍのものを使用するのが好ましい。
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８Ａおよび図８Ｂを参照しつつ説明する。
図８Ａに示したバイオセンサ１Ｃでは、吸水層５１Ｃが作用極３１の電子授受部３１ａよりも、血液の流れ方向の下流側において基板３上に形成されている。ただし、吸水層５１Ｃは、カバー５に形成してもよい。
このバイオセンサ１Ｃでは、図８Ｂに示したように、キャピラリ６内に血液ＢＬが導入されれば、吸水層５１Ｃが膨張し、キャピラリ６における吸水層５１Ｃ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５１Ｃにより阻害され、血球Ｂ１が電子授受部３１ａの付近に滞留して電子授受部３１ａ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５１Ｃは、キャピラリ６が血液により満たされたときに、吸水層５１Ｃとキャピラリの上面との距離Ｌが０〜１５μｍとなるように形成するのが好ましい。また、電子授受部３１ａ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５１Ｃ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、キャピラリ６の入口端６８から電子授受部３１ａの下流側端３１ａ’までの距離Ｗ２の１／４〜１／２程度に設定するのが好ましい。
図８Ａおよび図８Ｂに示した吸水層５１Ｃと同様な機能は、非（難）水溶性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、キャピラリ６における電子授受部３１ａ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８ＢのＬに相当するもの）が、５〜１５μｍとなるように形成するのが好ましい。ダム部は、基板および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１０Ｂを参照しつつ説明する。
図９に示したバイオセンサ１Ｄでは、吸水層５１Ｄが、作用極３１の電子授受部３１ａに隣接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３１ａ（図９参照）に対して上流側および下流側の２箇所に配置してもよいし、図１０Ｂに示したように矩形枠状に形成してもよい。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５１Ｄを省略してもよい。
以上においては、血液中のグルコースの濃度を測定する場合を例にとって説明したが、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が、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】（グルコースセンサの作成）
本実施例においては、図１ないし図４に示したのと同様な構成にバイオセンサを形成した。このバイオセンサでは、キャピラリ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、１ｍｍ、および４０μｍ（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（日本アチソン製「Ｅｌｅｃｔｒｏｄａｇ  ４２３ＳＳ」）を用いたスクリーン印刷により形成した。試薬部３３は、電子伝達層および酵素含有層からなる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０．４μＬを塗布した後に第１材料液を送風乾燥（３０℃、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０．３μＬを塗布した後に第２材料液を送風乾燥（３０℃、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号通りの順序で混合した混合液を１〜３日放置した後、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（同仁化学研究所製「ＬＭ７２２」）を使用し、酸化還元酵素としては、ＰＧＧＧＤＨ（グルコース脱水素活性が８００Ｕ／ｍｇ）を使用した。
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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−ｃｈｏｌａｍｉｄｏｐｒｏｐｙｌ）ｄｉｍｅｔｈｙｌａｍｍｏｎｉｏ］ｐｒｏｐａｎｅｓｕｌｆｏｎｉｃ  ａｃｉｄの略号であり、ＡＣＥＳはＮ−（２−ａｃｅｔａｍｉｄｏ）−２−ａｍｉｎｏｅｔｈａｎｅｓｕｌｆｏｎｉｃ  ａｃｉｄの略号である。ＳＷＮとしてはコープケミカル（株）製「３１５０」を使用し、ＣＨＡＰＳとしては同仁化学研究所製「ＫＣ０６２」を使用し、ＡＣＥＳとしては同仁化学研究所製「ＥＤ０６７」を使用した。なお、ＡＣＥＳ溶液はｐＨが７．５となるように調製した。
吸水層５１は、吸水性高分子を含む塗布材をカバー５の目的部位に０．１μＬ塗布した後に塗布材を送風乾燥（３０℃、１０％Ｒｈ）することにより、膜厚が２μｍ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（株）製「アクアコーク」）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、上記した構成のバイオセンサを用いて、グルコース濃度が４４７ｍｇ／ｄＬで、ヘマトクリット値（以下「Ｈｃｔ」という）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に対する血液供給量は０．５μＬとし、作用極３１と対極３２との間への印加電圧は、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いて、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
本比較例においては、実施例１のバイオセンサにおいて吸水層を省略した形態のバイオセンサを使用し、実施例１と同様にしてＨｃｔの異なる３種類の血液について応答電流値のタイムコースを測定した。各Ｈｃｔの血液については、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。
実験結果の考察
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場合、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のバイオセンサでは、比較例１のバイオセンサに比べてＨｃｔ２０％の場合とＨｃｔ６９％の場合との応答電流値の差が小さくなっており、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化している。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秒程度必要となっている。
この結果は、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短い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、キャピラリ６の内部流路６０の容積が０．５μＬと小さいため、実施例１のバイオ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のバイオセンサは、比較例１のバイオセンサに比べて再現性が低くなっているが、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に形成状態にバラツキがあっ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および図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のバイオセンサではＢｉａｓが＋５％程度なっているのに対して、比較例１のバイオセンサではＢｉａｓが±２０％程度なっている。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、少ない試料液によって精度良く濃度測定を行うことができる。
【図１】
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【図２】
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【図３】
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【図５】
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【図６】
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【図７】
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【図９】
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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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【国際調査報告】
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