CN1910457A - 改良试剂部配置的分析用具和分析方法 - Google Patents

改良试剂部配置的分析用具和分析方法 Download PDF

Info

Publication number
CN1910457A
CN1910457A CNA2005800020964A CN200580002096A CN1910457A CN 1910457 A CN1910457 A CN 1910457A CN A2005800020964 A CNA2005800020964 A CN A2005800020964A CN 200580002096 A CN200580002096 A CN 200580002096A CN 1910457 A CN1910457 A CN 1910457A
Authority
CN
China
Prior art keywords
reagent portion
sample
electron transport
analyzer
transport substance
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CNA2005800020964A
Other languages
English (en)
Other versions
CN1910457B (zh
Inventor
山冈秀亮
永川健儿
星岛光博
木村定明
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Arkray Inc
Original Assignee
Arkray Inc
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Arkray Inc filed Critical Arkray Inc
Publication of CN1910457A publication Critical patent/CN1910457A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN1910457B publication Critical patent/CN1910457B/zh
Active legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Materials By The Use Of Chemical Reactions (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Automatic Analysis And Handling Materials Therefor (AREA)

Abstract

本发明涉及一种分析用具(1)，其设置有用于使含有血细胞的试样移动的流路(5)；用于将试样导入流路(5)的导入口(50)；配置在流路(5)内部的试剂部(51)；和与电子授受量相关的获得进行试样中的分析对象成分分析所必要的信息的电子检测介质(52)。试剂部(51)含有用于向电子检测介质(52)供给从试样中的分析对象成分取出的电子的电子传递物质，并且至少一部分配置在导入口(50)的附近。

Description

改良试剂部配置的分析用具和分析方法
技术领域
本发明涉及对试样中含有的分析对象成分进行分析的技术，例如测定血液中葡萄糖浓度的技术。
背景技术
作为以全血为试样的葡萄糖传感器(glucose sensor)，有文献采用比色法或电极法(例如参照专利文献1、2)。无论使用采用哪种方法的葡萄糖传感器时，都通过将从葡萄糖中取出的电子供给至电子检测介质(发色剂或电极)，从葡萄糖传感器的外部掌握其电子供给量，能够计算葡萄糖浓度。葡萄糖传感器通常以由氧化还原酶从葡萄糖中取出电子，借助电子传递物质，将这些电子供给至电子检测介质的方式构成。
使用全血测定葡萄糖浓度时，测定结果受血细胞浓度(血细胞比容)的影响，越是高血细胞比容的全血，测定结果越是成为低于真值的值。作为其原因之一，指出与从存在于血清(血浆)中的葡萄糖的电子的取出相比，从存在于血细胞中的葡萄糖的电子的取出更需要时间。即，从血清(血浆)中的葡萄糖，通过氧化还原酶能够立刻取出电子。与此相反，从血细胞的葡萄糖，不在使葡萄糖移动到血清(血浆)中后就无法取出电子。而且，从血细胞内向血清(血浆)的葡萄糖的移动，不是由血细胞内外的葡萄糖浓度差引起的单纯扩散，而是依存于血细胞膜的葡萄糖穿透能力的促进扩散。即，向血细胞外的葡萄糖扩散速度是遵守米氏公式(Michaelis-Menten式)的，具有极限值，如果血细胞内外的葡萄糖浓度差为定值或以上，向血细胞外的葡萄糖扩散速度为定值。因此，在全血中，氧化还原酶、电子传递物质和电子检测介质共存的体系里，虽然从血清(血浆)内的葡萄糖取出的电子被立刻供给至电子检测介质，但是使与其供给量相应的葡萄糖向血细胞外扩散却需要时间。结果，与原来存在于血清(血浆)内的葡萄糖相比，从原来存在于血细胞内的葡萄糖中取出的电子，推迟供给至电子检测介质。这种推迟在血细胞浓度高的全血中表现显著。所以，即使是血糖值相同的全血，在从试样的供给开始经过一段时间后的阶段内，与血细胞浓度低的全血相比，在血细胞浓度高的全血中，引起从血细胞向血清(血浆)的葡萄糖的移动比例小的现象。
近年来，有缩短测定时间的倾向，为此探索新的氧化还原酶和电子传递物质。在这种状况下，存在于血清(血浆)中的葡萄糖在更短的时间内被消耗。与此相反，因为从血细胞内向血清(血浆)的葡萄糖的扩散是依存于血细胞膜的葡萄糖穿透能力的，所以来自血细胞的葡萄糖的移动速度没有大的变化。因此，高血细胞比容的全血中，越缩短测定时间，在该时间内能够从血细胞内向血清(血浆)移动的葡萄糖的比例越小，低值化问题表现得更为显著。
此外，例如作为溶解于血液中的固相试剂部的氧化还原酶和电子传递物质，被保存在葡萄糖传感器中(例如参照专利文献3)。因此，缩短测定时间时，试剂部的溶解性带给测定精度的影响变大。即，若试剂部的溶解性差，在由血液使试剂部溶解时生成的液相反应体系中，氧化还原酶和电子传递物质不能均匀分散，使测定结果中产生偏差。这种测定结果的偏差在血液中的葡萄糖浓度小时，表现得更为显著。
专利文献1：日本特开2002-175699号公报
专利文献2：日本特公平8-10208号公报
专利文献3：日本特开2004-101519号公报
发明内容
本发明的目的在于在进行含有血细胞的试样分析时(例如测定血液中的葡萄糖浓度时)，抑制血细胞浓度的影响，特别是抑制高血细胞浓度的试样的低值化。
本发明的另一目的在于抑制缩短测定时间时产生的测定结果的偏差、特别是提高低浓度区域内的测定重复性。
本发明的第一方面，提供一种改良试剂部配置的分析用具，具有：用于使含有血细胞的试样(例如血液)移动的流路；用于将试样导入上述流路的导入口；配置在上述流路内部的试剂部；和与电子授受量相关的获得进行试样中的对象成分(例如葡萄糖)分析所必要的信息的电子检测介质，上述试剂部含有用于将从试样中的分析对象成分中取出的电子供给至上述电子检测介质的电子传递物质，并且至少一部分配置在上述导入口的附近。
试剂部例如处于与电子检测介质分离的状态，配置在试样流动方向的电子检测介质的上游侧。此时的试剂部优选形成为向流路中供给试样时溶解的固体状。
试剂部与电子检测介质间的距离，优选设定为：在试样中含有预先设定的检测范围的上限量的分析对象成分时，直到电子传递物质达到能够对电子检测介质供给电子的状态期问，实质上完成从上述上限量的分析对象成分向电子传递物质的电子移动的长度。
试剂部中的电子传递物质的含量，优选设定为：在试样中含有预先设定的检测范围的上限量的分析对象成分时，能够在电子传递物质接收从上述上限量的葡萄糖取出的所有电子的量。
电子检测介质可以由含有发色剂的物质构成。此时，电子检测介质优选形成使发色剂保持在相对试样为难溶性的多孔体中的结构。作为多孔体，典型的可以举出聚丙烯酰胺或聚乙烯醇等凝胶状物质。另一方面，作为发色剂可以举出MTT(3-(4，5-二甲基-2-噻唑基)-2，5-二苯基-2H-溴化四氮唑(3-(4，5-Dimethyl-2-thiazolyl)-2，5-diphenyl-2H-tetrazolium bromide))、INT(2-(4-碘苯基)-3-(4-硝基苯基)-5-苯基-2H-氯化四氮唑(2-(4-Iodophenyl)-3-(4-nitrophenyl)-5-phenyl-2H-tetrazoliumchloride))、WST-4(2-(4-碘苯基)-3-(2，4-二硝基苯基)-5-(2，4-二磺基苯基)-2H-四氮唑一钠盐(2-(4-Iodophenyl)-3-(2，4-dinitrophenyl)-5-(2，4-disulfophenyl)-2H-tetrazolium，monosodium salt))和4AA(4-氨基安替比林(4-Aminoantipyrine))。
电子检测介质可以由导体构成。作为导体，可以举出例如在试样供给至流路时，能用于向电子传递物质施加电压的物质。
试剂部例如由含有用于从试样中的分析对象成分取出电子、将电子供给至电子传递物质的氧化还原酶的物质构成。氧化还原酶也可以作为与试剂部分离的追加的试剂部保持在分析用具中。此时，在流路内部的试样流动方向上，追加的试剂部优选配置在试剂部与电子检测介质之间。追加的试剂部形成为例如在将试样供给至流路时溶解的固体状。
本发明的第二方面，提供一种分析用具，具有：用于使含有血细胞的试样移动的流路；用于将试样导入上述流路的导入口；与电子授受量相关的获得进行试样中的分析对象分析所必要的信息，并且使发色剂保持在相对试样为难溶性的多孔体中的电子检测介质；含有用于将从试样中的分析对象成分取出的电子供给至上述电子检测介质的电子传递物质，并且在向上述流路供给试样时溶解的电子传递物质层；和含有用于从试样中的分析对象成分取出电子，将电子供给至上述电子传递物质的氧化还原酶，并且在向上述流路供给试样时溶解的氧化还原酶层，在上述流路中，上述电子传递物质层、上述氧化还原酶层和上述电子检测介质以该顺序，从试样流动方向的上游侧顺次排列配置。
试剂部(电子传递物质层)，例如比追加的试剂部(氧化还原酶层)的平面面积大、试样的流动方向的长度长或厚度薄(例如是氧化还原层厚度的15～80％)。试剂部(电子传递物质层)可以形成为占有从追加的试剂部(氧化还原酶层)的导入口侧的边缘到导入口的距离的50～90％的长度范围。试剂部(电子传递物质层)还可以具有流路中的电子检测介质的平面面积的1.5～10倍的平面面积。
作为本发明的电子传递物质，优选使用Ru配位化合物。作为Ru配位化合物，优选使用能以[Ru(NH3)5X]n+表示的物质。这里，在上述化学式中，X为例如NH3、卤素离子、CN、吡啶、烟酰胺或H2O，n+是根据X的种类决定的氧化型Ru(III)配位化合物的价态。
作为本发明的氧化还原酶，可以使用例如葡萄糖脱氢酶(GDH)。作为GDH，优选使用PQQGDH、αGDH或CyGDH。
这里，所谓PQQGDH是以吡咯喹啉醌(PQQ)为辅酶的物质。另一方面，αGDH和CyGDH指国际公开第WO02/36779号小册子公开的物质。即，αGDH和CyGDH指来自属于伯克霍尔德氏菌(Burholderia)属的微生物的葡萄糖脱氢酶(GDH)，也包含产生为转化体的物质。
更具体而言，αGDH带有作为辅因子的FAD、并且含有作为具有葡萄糖脱氢活性的亚单元，在还原条件下的SDS-聚丙烯酰胺凝胶电泳中的分子量约为60kDa的GDH活性蛋白质(α亚单元)。另一方面，CyGDH含有α亚单元和在还原条件下的SDS-聚丙烯酰胺凝胶电泳中的分子量约为43kDa的电子传递蛋白质(细胞色素C)作为亚单元。作为αGDH和CyGDH，也可以使用还含有α亚单元、细胞色素C以外的亚单元的物质。
CyGDH例如可以通过精制属于洋葱伯克霍尔德氏菌(Burholderiacepacia)的微生物分泌到菌体外的酶，或精制该菌体的菌体内酶而得到。另一方面，αGDH例如可以通过形成移入编码从洋葱伯克霍尔德氏菌的微生物提取的αGDH的基因的转化体，精制该转化体分泌到外部的酶，或精制该转化体的菌体内酶而得到。
作为属于洋葱伯克霍尔德氏菌的微生物，例如可以使用洋葱伯克霍尔德氏菌KS1株。该KS1株于平成12年9月25日以微生物受托编号第FERM BP-7306委托保管在独立专利法人产业技术综合研究所专利生物寄托中心(
Figure A20058000209600111
305-8566日本国茨城县つくば市东1丁目1番地1中央第6)。
本发明的葡萄糖传感器可以在流路中产生毛细管力。
本发明的第三方面，提供一种分析方法，包括：在含有血细胞的试样移动的状态下，将从上述试样中含有的分析对象成分中取出的电子供给至电子传递物质，实质上完成从上述试样中含有的所有的分析对象成分向上述电子传递物质的电子移动的步骤；在上述试样的移动停止的状态下，进行上述电子传递物质与电子检测介质间的电子授受反应的步骤；和基于由上述电子检测介质得到的信息，进行分析对象成分的分析中所必要的运算的步骤。
电子检测介质，与本发明的第一方面相同，例如以含有发色剂的物质或导体构成。
这里，所谓本发明中含有血细胞的试样，指至少包含全血和全血的稀释液等的调节液。
附图说明
图1是本发明的第一实施方式的葡萄糖传感器的整体立体图。
图2是沿图1的II-II线的截面图。
图3是图1所示的葡萄糖传感器的分解立体图。
图4是用于说明图1所示的葡萄糖传感器作用的与图2相当的截面图。
图5是本发明的第二实施方式的葡萄糖传感器的整体立体图。
图6是沿图5的VI-VI线的截面图。
图7是图5所示的葡萄糖传感器的分解立体图。
图8是本发明的第三实施方式的葡萄糖传感器的整体立体图。
图9是沿图8的IX-IX线的截面图。
图10是图8所示的葡萄糖传感器的分解立体图。
图11是本发明的第四实施方式的葡萄糖传感器的整体立体图。
图12是沿图11的XII-XII线的截面图。
图13是图11所示的葡萄糖传感器的分解立体图。
图14是用于说明实施例1～3中使用的葡萄糖传感器的基本构成的立体图。
图15是用于说明实施例11～3中使用的葡萄糖传感器的试剂部的结构的省略透明覆盖层的平面图。
图16A是表示实施例1中使用葡萄糖传感器(1)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图16B是表示实施例1中使用葡萄糖传感器(2)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图16C是表示实施例1中使用葡萄糖传感器(3)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图17是作为以Hct为42％时为基准的偏差，表示Hct的影响的曲线图。
图18A是表示实施例2中使用葡萄糖传感器(1)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图18B是表示实施例2中使用葡萄糖传感器(2)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图18C是表示实施例2中使用葡萄糖传感器(3)测定的吸光度的随时间变化结果的曲线图。
图19是用于说明实施例4中使用的本方案葡萄糖传感器的试剂部的结构的省略透明覆盖层的平面图。
图20A是表示实施例4中使用本方案葡萄糖传感器在波长660nm下测定的随时间变化结果的曲线图。
图20B是表示实施例4中使用本方案葡萄糖传感器在波长940nm下测定的随时间变化结果的曲线。
图20C是表示实施例4中使用本案葡萄糖传感器时，由在波长660nm下测定吸光度的结果差分在940nm下测定吸光度的结果的随时间变化的图。
图21A是表示实施例4中使用参照葡萄糖传感器在波长660nm下测定的随时间变化结果的曲线图。
图21B是表示实施例4中使用参照葡萄糖传感器在波长940nm下测定的随时间变化结果的曲线图。
图21C是表示实施例4中使用参照葡萄糖传感器时，由在波长660nm下测定吸光度的结果差分在940nm下测定吸光度的结果的随时间变化的图。
具体实施方式
下面，对于本发明的第一～第四实施方式，参照附图进行说明。
首先，对于本发明的第一实施方式，参照图1～图3进行说明。
图1～图3所示的葡萄糖传感器1是一次性的结构，其通过比色测定血液中的葡萄糖浓度。该葡萄糖传感器1具有隔着隔板3将覆盖层4接合在长矩形的基板2上的形态，通过各元件2～4规定有沿基板2的长度方向延伸的毛细管5。毛细管5通过毛细管力使血液移动，并且提供反应场所。该毛细管5通过开口50与外部连通。开口50用于向毛细管5内部导入血液。
基板2由PET、PMMA、维尼纶等形成透明的基板。基板2设置有收容在毛细管5的内部的第一和第二试剂部51、52。
第一试剂部51位于血液流动方向的第二试剂部52的上游，设置在开口50的附近。该第一试剂部51例如含有氧化还原酶和电子传递物质，形成为相对血液易溶的固体状。因此，向毛细管5中导入血液时，在毛细管5的内部，构筑含有葡萄糖、氧化还原酶和电子传递物质的液相反应体系。
作为氧化还原酶，可以使用例如葡萄糖脱氢酶(GDH)，典型的可以使用PQQGDH、αGDH或CyGDH。
作为电子传递物质，可以使用例如Ru配位化合物或Os配位化合物等金属配位化合物。作为Ru配位化合物优选使用[Ru(NH3)6]Cl3。作为电子传递物质，除PMS(5-甲基吩嗪硫酸二甲酯(5-methylphenaziniummethylsulfate))外，也可以使用细胞色素和NAD-1。这里，电子传递物质的含量，设定为在血液中含有预先设定的测定浓度范围的上限量的葡萄糖时，电子传递物质可以接收从上限量的葡萄糖中取出的所有电子的量。例如，测定范围的上限量是600mg/dL(33mM)，葡萄糖与电子传递物质按化学计量1∶2的比例进行反应时，电子传递物质的含有量设定为毛细管5被血液填满时的浓度达到66mM以上。
第二试剂部52含有发色剂，形成为相对血液难溶的固层。该第二试剂部52为例如使发色剂载置在基板2上固定的凝胶状载体上的结构。在这种结构中，能够不使发色剂在血液中分散，使电子传递物质在第二试剂部52的内部的扩散，在第二试剂部52中，向发色剂供给来自电子传递物质的电子。
作为凝胶状载体，可以使用聚丙烯酰胺或聚乙烯醇。另一方面，作为发色剂，虽然可以使用公知的各种发色剂，但是优选使用吸收电子发色时的吸收波长偏离血液的吸收波长的发色剂。作为发色剂，可以使用例如MTT、INT、WST-4和4AA。
这里，第一试剂部51与第二试剂部52的中心间距离D1，设定为在血液中含有预先设定的测定浓度范围上限量的葡萄糖时，截至血液到达第二试剂部52(到电子传递物质可以向发色剂供给电子为止)的过程中，实质上完成从上限量的葡萄糖向电子传递物质的电子移动的长度。该中心间距离D1与氧化还原酶从葡萄糖取出电子的速度(催化剂能力)、电子传递物质从葡萄糖接受电子的速度(电子传递速度)和毛细管5中的血液移动速度等相对应适当设定。例如，在血液填满毛细管5所需的时间是2秒，使用PQQGDH作为氧化还原酶、使用[Ru(NH3)6]Cl3作为电子传递物质的情况下，中心间距离D1设定在例如0.5～1.0mm的范围内。
隔板3用于规定基板2与覆盖层4间的距离，即毛细管5的高度尺寸。该隔板3具有用于规定毛细管5的宽度尺寸的狭缝30。
覆盖层4整体形成为透明状。该覆盖层4可以由与基板2相同的材料形成。在覆盖层4上形成有贯通孔40。贯通孔40用于将毛细管5内部的气体排到外部，与毛细管5的内部连通。
在葡萄糖传感器1中，通过开口50向毛细管5供给血液时，如图4A～图4C所示，通过在毛细管5中产生的毛细管力，血液在毛细管5的内部行进。在血液的行进过程中，如图4A和图4B所示，第一试剂部51被血液溶解。由此，第一试剂部51含有的氧化还原酶和电子传递物质分散在血液中，这些与血液一起向贯通孔10进而向第二试剂部52移动。此时，通过氧化还原酶，电子被从血清(血浆)的葡萄糖中取出，葡萄糖变成葡萄糖酸内酯，血清(血浆)中的葡萄糖浓度减少。从葡萄糖中取出的电子由于氧化还原酶的作用，被供给至电子传递物质。另一方面，伴随着血清(血浆)中的葡萄糖浓度的减少，血细胞中的葡萄糖向血清(血浆)中移动。与上述说明一样，电子被从移动到血细胞外的葡萄糖中取出，供给至电子传递物质。
如图4C所示，当血液到达贯通孔40时血液的行进停止。此时，血液渗入第二试剂部52。在毛细管5中，因为电子传递物质也与血液一起移动，伴随着向第二试剂部52的血液的渗入，电子传递物质扩散到第二试剂部52的内部。因此，在第二试剂部52中，电子被从电子传递物质供给至发色剂，发色剂发色，第二试剂部52被着色。在从血液的供给开始经过一段时间后，隔着覆盖层4对第二试剂部52照射光，第二试剂部52的着色程度由此时接收的透过第二试剂部52和基板2的光或反射光决定。照射光的波长，采用发色剂的发现色中吸收大的波长的光的物质。最终的葡萄糖浓度，例如基于照射光的强度和透射光的强度的比，进行运算。
在葡萄糖传感器1中，第一试剂部51与第二试剂部52相比，设置在血液流动方向的上游。因此，可以在向毛细管5血液导入的同时，使电子传递物质与葡萄糖反应。而且，由于将第一试剂部51配置在开口50的附近，直到血液到达第二试剂部52的过程中，可以确保用于使电子传递物质与葡萄糖反应的时间足够长。结果，可以在电子传递物质到达第二试剂部52之前(电子传递物质与发色剂反应之前)，使电子传递物质积极地与葡萄糖反应。特别是在葡萄糖传感器1中，电子传递物质的含量，设定为能够在电子传递物质中接收来自测定浓度范围的上限量的所有葡萄糖的电子的量；再者，中心间距离D1设定为，在直到血液到达第二试剂部52的过程中，实际上完成从所有葡萄糖向电子传递物质的电子移动。所以，在葡萄糖传感器1中，直到电子传递物质与发色剂开始反应的过程中，可以使血细胞中的葡萄糖可靠地向血清(血浆)中转移。其结果，能够抑制血液中血细胞浓度的影响，精确度良好地测定葡萄糖浓度。
下面，对于本发明的第二实施方式的葡萄糖传感器，参照图5～图7进行说明。但是，图5～图7中，对与上面说明的葡萄糖传感器1(参照图1到图3)相同的元件标以同一符号，省略重复说明。
在设置有第一至第三试剂部51′、52′、53′这一点上，图5～图7所示的葡萄糖传感器1′，与上述说明的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)不同。
第一试剂部51′含有电子传递物质，在试样被供给至毛细管5时溶解。该第一试剂部51′设置在开口50的附近。作为第一试剂部51′中含有的电子传递物质，可以举出与上述说明的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)同样的物质。
第二试剂部52′与上述说明的葡萄糖传感器1的第二试剂部52(参照图1～图3)结构相同。即，第二试剂部52′例如将作为电子检测介质的发色剂载置在相对血液难溶的凝胶状载体上。
第三试剂部53′含有氧化还原酶，在试样被供给至毛细管5时溶解。该第三试剂部53′设置在第一试剂部51′和第二试剂部52′之间。作为第三试剂部53′中含有的氧化还原酶，可以举出与上述说明的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)同样的物质。
这里，第一试剂部51′和第二试剂部52′之间中心间距离D1设定与葡萄糖传感器1(参照图1～图3)相同。即，中心间距离D1设定为在血液中含有预先设定的测定浓度范围的上限量的葡萄糖时，直到血液到达第二试剂部52′(直到电子传递物质可以向发色剂供给电子)的过程中，实际完成从上限量的葡萄糖向电子传递物质的电子移动的长度。另一方面，第一试剂部51′和第三试剂部53′之间中心间距离D2设定为由第一试剂部51′中含有的电子传递物质的存在，将可以从血细胞中取出至血细胞外的葡萄糖的几乎全部最大量的葡萄糖取出的距离。第二试剂部52′和第三试剂部53′之间中心间距离D3设定为第三试剂部53′充分溶解，能够使氧化还原酶充分分散在血液中的距离。
在这种葡萄糖传感器1′中，血液被供给到毛细管5时，首先第一试剂部51′溶解，电子传递物质分散到血液中。此时，因为无机物的电子传递物质存在于血细胞的周围，可以促进从血细胞中向血细胞外的葡萄糖的扩散。然后，当血液到达第三试剂部53′时，第三试剂部53′溶解，氧化还原酶分散在血液中。此时，由于氧化还原酶的作用，促进血清中的葡萄糖与电子传递物质的反应。最终，当血液到达第二试剂部52′时，由于氧化还原酶的作用，电子被从电子传递物质供给至发色剂，发色剂发色。
葡萄糖传感器1′中，在将血清中的葡萄糖供给至电子传递物质之前，积极地取出血球中的葡萄糖。即，使氧化还原酶与电子传递物质作用之前，血清中的葡萄糖浓度升高，使氧化还原酶与电子传递物质作用之后的来自血细胞中的葡萄糖的扩散变少。结果，从后述的实施例可知，电子传递物质与发色剂之间的反应初期速度变大，可以缩短测定时间。
下面，参照图8～图10，对本发明的第三实施方式的葡萄糖传感器进行说明。但是，图8～图10中，对与上面说明的葡萄糖传感器1、1′(参照图1～图3或图5～图7)相同的元件标以同一符号，省略重复说明。
在设置第一～第三试剂部51″、52″、53″这一点上，图8～图10所示的葡萄糖传感器1″，与第一实施方式的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)不同，与第二实施方式的葡萄糖传感器1′(参照图5～图7)为同样的构造。此外，葡萄糖传感器1″的第一试剂部51″的结构与第二实施方式的葡萄糖传感器1′(参照图5～图7)不同。
第一试剂部51″含有与上述说明的葡萄糖传感器1、1′相同的电子传递物质，构成为在试样被供给至毛细管5时溶解。该第一试剂部51″被扩展涂布在开口50和第三试剂部53″之间。
第一试剂部51″形成为比第二试剂部52″和第三试剂部53″平面面积和毛细管5中血液流动方向的长度大的长矩形。更具体而言，第一试剂部51″在从开口50到第三试剂部53″的开口50侧的边缘之间，其占有长度为50～90％，其厚度为例如第三试剂部53″厚度的15～80％。这些数值范围能够充分改善第一试剂部51″的溶解性，并且考虑了制造上的界限。在以第二试剂部53″为基准的情况下，第一试剂部51″的平面面积是第二试剂部53″的1.5～10倍。
第一试剂部51″和第二试剂部52″的中心间距离D1设定为在血液中含有预先设定的测定浓度范围上限量的葡萄糖时，直到血液到达第二试剂部52″(直到电子传递物质可以向发色剂供给电子)的过程中，实质上完成从上限量的葡萄糖向电子传递物质的电子移动的长度。另一方面，第一试剂部51″和第三试剂部53″之间的中心间距离D2设定为由于第一试剂部51″中含有的电子传递物质的存在，将可以从血细胞中取出到血细胞外的葡萄糖的几乎所有最大量的葡萄糖取出的距离。第二试剂部52″和第三试剂部53″之间的中心间距离D3设定为第三试剂部53″充分溶解，能够使氧化还原酶充分分散在血液中的距离。
在这种葡萄糖传感器1″中，因为第一试剂部51″是薄的扩展涂布的，在血液供给至毛细管5时，第一试剂部51″的溶解性好，电子传递物质良好地分散在血液中。因此，在血液供给至毛细管5时形成的血液与电子传递物质的混合体系中，电子传递物质的浓度的偏差减小。结果，可以抑制测定后的反应速度的偏差，提高在容易受电子传递物质浓度偏差影响的低浓度区域的测定重复性。此外，在葡萄糖传感器1″中，与葡萄糖传感器1′相同，因为在向电子传递物质供给血清中的葡萄糖之前，更加积极地取出血细胞中的葡萄糖，所以电子传递物质与发色剂之间的反应初期速度变大，能够缩短测定时间。
下面，参照图11～图13，对于本发明的第四实施方式的葡萄糖传感器进行说明。
图11～图13所示的葡萄糖传感器6是一次性的结构，构成为可以通过电极法测定葡萄糖浓度。该葡萄糖传感器6与上述说明的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)相同，具有隔着隔板8将覆盖层9叠层在基板7上的形态，具有被各元件7～9所规定的毛细管60。
隔板8和覆盖层9为与上述说明的葡萄糖传感器1的隔板3和覆盖层4(参照图1～图3)相同的结构。即，隔板8具有规定毛细管60宽度尺寸的狭缝80，覆盖层9具有连通到毛细管60内部的贯通孔90。但是，覆盖层9没有必要必须形成透明状。
在基板7的上面70上形成有作用极71、对极72和试剂部73。作用极71和对极72的端部71a、72a在基板7的短边方向延伸。端部71a、72a在离贯通孔90较近的部位沿基板7的长度方向并列设置，它们的一部分面向毛细管60的内部。另一方面，作用极71和对极72的端部71b、72b露出到毛细管60的外部。这些端部71b、72b是用于在使端部71a、72a间产生电位差时，使探针等端子接触的部分。
试剂部73设置在毛细管60的内部开口61的附近。即，试剂部73处于与作用极71和对极72的端部71a、72a分离的状态，设置在毛细管60中的试样流动方向的上游。该试剂部73形成为例如含有电子传递物质和氧化还原酶的固体状。该试剂部73由在血液中易溶的物质形成。作为氧化还原酶和电子传递物质，可以使用与葡萄糖传感器1的第一试剂部51(参照图1～图3)中的氧化还原酶和电子传递物质相同的物质。
这里，试剂部73中电子传递物质的含量，设定为在血液中含有预先设定的测定浓度范围的上限量的葡萄糖时，能够在电子传递物质中接收从上限量的葡萄糖中取出的全部电子的量。此外，试剂部73与作用极71的端部71a的中心间距离D4，设定为，在血液中含有预先设定的测定浓度范围的上限量的葡萄糖时，直到血液到达作用极71的端部71a的过程中，实质上完成从上限量的葡萄糖向电子传递物质的电子移动。
即便在葡萄糖传感器6中，在通过开口61向毛细管60中供给血液时，由于在毛细管60中产生毛细管力，血液在毛细管60的内部行进。在血液的行进过程中，试剂部73被血液溶解。此时，通过氧化还原酶，从血清(血浆)中的葡萄糖中取出电子，另一方面，从葡萄糖中取出的电子由于氧化还原酶的作用，被供给至电子传递物质。血细胞中的葡萄糖伴随着血液中葡萄糖的消耗，向血清(血浆)中移动，与上述说明同样，电子从移动的葡萄糖中取出，供给至电子传递物质。当血液到达贯通孔90时血液的行进停止。此时，电子传递物质存在于作用极71的端部71a的表面。通过向作用极71和对极72间施加电压，电子被从电子传递物质供给至作用极71的端部71a。最终的葡萄糖浓度，基于由电子传递物质供给至作用极71的端部71a的电子的量进行运算。
在葡萄糖传感器6中，与作用极71的端部71a相比，试剂部73设置在血液流动方向的上游侧，并且配置在开口50的附近。因此，在电子传递物质到达作用极71的端部71a之前，能够使电子传递物质积极地与葡萄糖反应。所以，在葡萄糖传感器6中，与上述说明的葡萄糖传感器1(参照图1～图3)相同，可以抑制全血中血细胞浓度的影响，精确度良好地测定葡萄糖浓度。
在葡萄糖传感器6中，试剂部73含有电子传递物质和氧化还原酶，也可以与上述说明的葡萄糖传感器1′、1″(参照图8～图10或图11～13)相同，分离为含有电子传递物质的试剂部与含有氧化还原酶的试剂部形成。
本发明也可以适用于使用血液以外的物质例如血液稀释液作为试样的结构的葡萄糖传感器。本发明还可以适用于分析葡萄糖以外的成分如分析胆固醇或乳酸的结构的分析用具。
实施例1
本实施例中，讨论在使用比色用的葡萄糖传感器的血糖值的测定中，血液中血细胞浓度(血细胞比容(hematocrit)值(Hct))带给测定结果的影响。作为葡萄糖传感器，使用以下说明的葡萄糖传感器(1)～(3)。Hct值带给测定结果的影响，基于吸光度的随时间变化和经过特定时间后的偏差进行讨论。
(葡萄糖传感器的基本结构)
葡萄糖传感器(1)～(3)的基本结构(除试剂部)如图14所示。即，各葡萄糖传感器(1)～(3)具有隔着隔板3A将透明覆盖层4A叠层在透明基板2A上的形态，并且毛细管5A由各元件2A～4A规定。毛细管5A的尺寸如图14所示，为1.3mm×9mm×50μm。透明基板2A和透明覆盖层4A由厚度为250μm的PET构成，隔板3A由双面胶带构成。
(试剂部的结构和形成方法)
在各葡萄糖传感器(1)～(3)中，使含有发色剂的试剂部在毛细管的流动方向上，与至少含有电子传递物质和氧化还原酶中的一种的试剂部分离设置。
在葡萄糖传感器(1)(本方案)中，如图15A所示，将含有电子传递物质和氧化还原酶的第一试剂部51A设置在毛细管5A的上游侧，含有发色剂的第二试剂部52A设置在毛细管5A的下游侧。第一试剂部51A形成为，其中心位于距试样导入口50A为3mm处，且在血液中溶解。第二试剂部52A形成为，其中心位于距贯通孔40A的最上游点40Aa为1mm的附近，同时相对透明基板2A固定化，且形成使发色剂保持于在血液中难溶的凝胶状载体上的结构。第一试剂部51A和第二试剂部52A的中心间距离设定为5mm。
第一和第二试剂部51A、52A，通过在目的部位涂布目的材料液之后，由使材料液鼓风干燥(30℃、10％Rh)形成。其中，关于形成第一和第二试剂部51A、52A时的材料液的组成和材料液的涂布量，如下表1和表2所示。
表1
  第一试剂部 PQQGDH [Ru(NH3)6]Cl3 CHAPS   蔗糖单月桂酸酯   ACES(pH7.5)   涂布量
  7.5kU/mL  200mM   0.20％   0.05％   75mM   0.2μL
表2
  第二试剂部   MTT   聚丙烯酰胺   甲醇   涂布量
  60mM   0.40％   50％   0.2μL
葡萄糖传感器(2)(本方案)如图15B所示，在葡萄糖传感器(1)(参照图15A)中，第一试剂部51B用不含氧化还原酶的代替，在第一试剂部51B和第二试剂部52B之间，形成含有氧化还原酶的第三试剂部53B。该第三试剂部53B形成为，其中心位于第一试剂部51B的中心和第二试剂部52B的中心的中间。
第一～第三试剂部51B、52B、53B，通过在目的部位涂布目的材料液之后，使材料液鼓风干燥(30℃、10％Rh)形成。其中，关于形成第一～第三试剂部51B、52B、53B时的材料液的组成和材料液的涂布量，如下表3～表5所示。
表3
第一试剂部  [Ru(NH3)6]Cl3   涂布量
 200mM   0.2μL
表4
第二试剂部   MTT   聚丙烯酰胺   甲醇   涂布量
  60mM   0.40％   50％   0.2μL
表5
  第三试剂部 PQQGDH CHAPS   蔗糖单月桂酸酯   ACES(pH7.5) 涂布量
  15kU/mL   0.20％   0.05％   75mM   0.1μL
葡萄糖传感器(3)(比较)为如图15C所示，在葡萄糖传感器(1)(参照图15A)中，为交换含有发色剂的试剂部的位置与含有电子传递物质和氧化还原酶的试剂部的位置的结构。即，第一试剂部51C在与葡萄糖传感器(1)中的第二试剂部52A对应的位置(下游侧)，处于使电子传递物质和氧化还原酶保持于在血液中难溶的凝胶状载体上的状态，相对透明基板2A固定化。另一方面，第二试剂部52C在与葡萄糖传感器(1)中的第一试剂部51A对应的位置(上游侧)，形成为在血液中溶解。
第一和第二试剂部51C、52C，通过在目的部位涂布目的材料液之后，使材料液鼓风干燥(30℃、10％Rh)形成。其中，关于形成第一和第二试剂部51C、52C时的材料液的组成和材料液的涂布量，如下表6和表7所示。
表6
  第一试剂部 PQQGDH [Ru(NH3)6]Cl3 CHAPS   蔗糖单月桂酸酯   聚丙烯酰胺   ACES(pH7.5)   涂布量
  30kU/mL   200mM   0.20％   0.05％   0.40％   75mM   0.2μL
表7
第二试剂部   MTT   甲醇   涂布量
  60mM   50％   0.2μL
在表1～表7中，CHAPS是3-[(3-胆酰胺丙基)二甲铵基]丙磺酸(3-[(3-cholamidopropyl)dimethylammonio]propanesulfonic acid)的缩写，ACES是N-(2-乙酰胺基)-2-氨乙基磺酸(N-(2-acetamido)-2-aminoethanesulfonic acid)的缩写，MTT是3-(4，5-二甲基-2-噻唑基)-2，5-二苯基-2H-溴化四氮唑(3-(4，5-Dimethyl-2-thiazolyl)-2，5-diphenyl-2H-tetrazolium bromide)的缩写。CHAPS使用同仁化学研究所(日本)制“KC062”，ACES使用同仁化学研究所(日本)制“ED067”，MTT使用同仁化学研究所(日本)制“M009”，PQQGDH使用同仁化学研究所(日本)制的物质，[Ru(NH3)6]Cl3使用同仁化学研究所(日本)制“LM722”，蔗糖单月桂酸酯使用同仁化学研究所(日本)制“PV689”，聚丙烯酰胺使用ナカライテスク(日本)制“Z2T8071”。
(吸光度随时间变化的测定)
吸光度随时间变化，从向毛细管供给试样时刻开始，每0.1秒反复测定吸光度而制成。在每次吸光度的测定中，对于葡萄糖传感器(1)、(2)的中的第二试剂部52A、52B，对于葡萄糖传感器(3)中的第一试剂部51C，分别沿毛细管的高度方向照射光，此时接收透过葡萄糖传感器(1)～(3)的光。光的照射通过使用发光二极管，照射630nm的光进行。透射光在光电二极管接收。吸光度由下述公式1计算。
公式1
            吸光度＝log(I0/I)
(I0为入射光的强度，I为透射光的强度)
在各葡萄糖传感器(1)～(3)中，吸光度的随时间变化，对于血细胞比容值不同的3种检测体(Hct＝20％、42％、60％)各自进行了5次测定。检测体的葡萄糖浓度调整至430mg/dL。对于吸光度的随时间变化分别在图16A中表示葡萄糖传感器(1)、在图16B中表示葡萄糖传感器(2)、在图16C中表示葡萄糖传感器(3)。另一方面，偏差的运算结果在图17中表示。在图17中，偏差表示基于从测定开始经过5秒后的吸光度，对每个葡萄糖传感器(1)～(3)的每个Hct检测体5次测定的平均值。
从图16A～图16C可知，尽管与葡萄糖传感器(3)(比较)相比，葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)向试剂部的酶的含量(活性标准)虽然少，但是在任一个Hct的检测体中，吸光度的升高大，且吸光度至接近一定值的时间短。因此，如果使用葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)，能够减少使用的酶的量，并且可以缩短测定时间。特别是在葡萄糖传感器(2)(本方案)中，与葡萄糖传感器(1)(本方案)相比，测定初期(5秒以下)的随时间变化稳定，并且到接近一定值的时间短。因此，从在短时间正确地检测出未知Hct的检测体的观点出发，葡萄糖传感器(2)(本方案)更为有用。
另一方面，从图17可知，与葡萄糖传感器(3)(比较)相比，葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)高Hct检测体(60％)和低Hct检测体(20％)两者的5秒值的偏差小，从中Hct检测体(42％)的偏离量小。从这一点看，可以说与葡萄糖传感器(3)(比较)相比，葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)不易受Hct的影响。
实施例2
在本实施例中，使用与实施例1同样制成的葡萄糖传感器(1)～(3)，对于葡萄糖浓度不同的5种检测体(0mg/dL、113mg/dL、212mg/dL、430mg/dL、598mg/dL)，与实施例1同样进行了吸光度的随时间变化的测定。在图18A～图18C中表示其结果。
从图18A～图18C可知，与葡萄糖传感器(3)(比较)相比，尽管葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)向试剂部的酶的含量(活性标准)少，但是在任一个葡萄糖浓度的检测体中，吸光度的升高大，且吸光度到接近一定值的时间短。与此同时，与葡萄糖传感器(3)相比，葡萄糖传感器(1)、(2)即使在测定时间短的情况(如5秒以下)下，也意味着吸光度与葡萄糖浓度的关系显示高直线性。即，在葡萄糖传感器(1)、(2)中，可以确保扩大测定范围，同时缩短测定时间。
实施例3
基于实施例2中得到的数据，评价测定重复性。测定重复性通过对每个葡萄糖传感器(1)～(3)、每个葡萄糖浓度的检测体，计算从测定开始5秒后的吸光度的偏差进行。计算结果表示在下列表8～表10中。
表8
                  葡萄糖传感器(1)：本方案
  葡萄糖浓度 0mg/dL 113mg/dL 212mg/dL 430mg/dL 598mg/dL
  吸光度   0.051   0.140   0.228   0.395   0.520
  0.047   0.141   0.222   0.386   0.492
  0.051   0.141   0.224   0.388   0.558
  0.053   0.136   0.237   0.397   0.513
  0.056   0.143   0.209   0.385   0.475
  平均   0.052   0.140   0.224   0.390   0.512
  S.D.   0.00   0.00   0.01   0.00   0.03
  C.V.   5.7％   1.8％   4.0％   1.2％   5.5％
表9
               葡萄糖传感器(2)：本方案
  葡萄糖浓度 0mg/dL 113mg/dL 212mg/dL 430mg/dL 598mg/dL
  吸光度   0.041   0.174   0.254   0.451   0.575
  0.042   0.174   0.267   0.457   0.554
  0.036   0.170   0.271   0.468   0.557
  0.039   0.174   0.276   0.438   0.546
  0.046   0.165   0.270   0.455   0.535
  平均   0.041   0.172   0.268   0.454   0.553
  S.D.   0.00   0.00   0.01   0.01   0.01
  C.V.   9.5％   2.3％   3.1％   2.4％   2.7％
表10
               葡萄糖传感器(3)：比较
  葡萄糖浓度   0mg/dL   113mg/dL   212mg/dL   430mg/dL   598mg/dL
  吸光度   0.044   0.160   0.246   0.453   0.592
  0.021   0.155   0.247   0.471   0.573
  0.030   0.139   0.243   0.483   0.620
  0.021   0.156   0.254   0.520   0.640
  0.016   0.157   0.264   0.493   0.613
  平均   0.026   0.153   0.251   0.484   0.608
  S.D.   0.01   0.01   0.01   0.02   0.02
  C.V.   37.6％   4.9％   2.9％   4.6％   3.8％
从表8～表10可知，葡萄糖传感器(1)、(2)(本方案)与葡萄糖传感器(3)(比较)相比，由于综合的C.V.(％)小，其值本身也小，可以说测定重复性好。
综合实施例1～3的结果，可以得到如下结论。即，与将第二试剂部52C配置在第一试剂部51C的上游侧的情况(葡萄糖传感器(3))相比，将含有电子传递物质的第一试剂部51A、51B和含有发色剂的第二试剂部52A、52B分离，并且将第一试剂部51A、51B配置在第二试剂部52A、52B的上游侧的情况(葡萄糖传感器(1)、(2))，由于不易受到Hct的影响、酶的量少，可以确保扩大测定范围，同时缩短测定时间。特别是与使电子传递物质和氧化还原酶混合构成第一试剂部51A的情况(葡萄糖传感器(1))相比，将含有电子传递物质的第一试剂部51B和含有氧化还原酶的第三试剂部53B分离，并且将第一试剂部51B配置在第三试剂部53B上游侧的情况(葡萄糖传感器(2))，可以进一步缩短测定时间，并且提高了测定稳定性。
实施例4
在本实施例中，讨论如图19所示的结构的本方案的葡萄糖传感器和相当于图15B的葡萄糖传感器(2)的参照葡萄糖传感器的测定重复性。
参照葡萄糖传感器，利用与实施例1的葡萄糖传感器(2)同样的方法制成。另一方面，本方案的葡萄糖传感器除了在形成参照葡萄糖传感器(实施例1的葡萄糖传感器(2))时，第一试剂部51B′涂布与形成第一试剂部51B时等量且同组成的材料液之后，将该材料液扩展到目大小、然后使其干燥形成之外，与参照葡萄糖传感器(实施例1的葡萄糖传感器(2))同样制作。在这里，本方案的葡萄糖传感器的第一试剂部51B′形成为长度比第三试剂部53B长3.5mm、比第三试剂部53B厚度小，形成为占据从第三试剂部53B的导入口50B侧的边缘到导入口50B的距离的87.5％的长度范围。
对于测定重复性，使用上述的本方案的葡萄糖传感器和参照葡萄糖传感器，对Hct为42％的检测体，通过与实施例1同样测定吸光度随时间变化的结果和计算测定开始5秒后的吸光度的偏差，进行讨论。作为检测体，使用了葡萄糖浓度不同的3种(0mg/dL、100mg/dL、400mg/dL)检测体。对于各葡萄糖传感器，随时间变化在葡萄糖0mg/dL的检测体中测定5次、在葡萄糖100mg/dL和400mg/dL的检测体中测定10次。
本方案的葡萄糖传感器中的测定的吸光度的随时间变化的结果在图20A～图20C中表示，参照葡萄糖传感器中的在图21A～图21C中表示。有关5秒后的吸光度偏差的计算结果，本方案的葡萄糖传感器中的在表11中表示，参照葡萄糖传感器中的在表12中表示。其中，图20A～图20C和图21A～图21C中，分别表示在波长660nm下测定的吸光度的结果、在波长940nm下测定的吸光度的结果和从在波长660nm下的测定结果差分在波长940nm下的测定结果的结果，表11和表12表示对于从在波长660nm下的测定结果差分在波长940nm的测定结果的偏差的计算结果。
表11
                 本方案的葡萄糖
  葡萄糖浓度   0mg/dL   100mg/dL   400mg/dL
  吸光度   0.024   0.175   0.404
  0.024   0.174   0.405
  0.023   0.173   0.412
  0.023   0.174   0.411
  0.025   0.177   0.404
  0.174   0.407
  0.173   0.417
  0.174   0.412
  0.175   0.386
  0.173   0.392
  平均   0.024   0.174   0.405
  S.D.   0.001   0.001   0.009
  C.V.   4.0％   0.7％   2.3％
表12
                 参照葡萄糖传感器
  葡萄糖浓度   0mg/dL   100mg/dL   400mg/dL
  吸光度   0.027   0.180   0.419
  0.028   0.183   0.417
  0.026   0.184   0.421
  0.024   0.188   0.398
  0.034   0.182   0.414
  0.184   0.412
  0.188   0.409
  0.184   0.407
  0.187   0.403
  0.182   0.406
  平均   0.028   0.184   0.410
  S.D.   0.004   0.003   0.007
  C.V.   13.1％   1.4％   1.7％
比较图20A～图20C和图21A～图21C，可知：与参照葡萄糖传感器相比，本方案的葡萄糖传感器吸光度的随时间变化中的偏差明显小。另一方面，比较表11和表12，可知：与参照葡萄糖传感器相比，本案的葡萄糖传感器5秒值的吸光度偏差在低浓度域(100mg/dL以下)的C.V.(％)小。即，可以说与参照葡萄糖传感器相比，本方案的葡萄糖传感器在低浓度域(100mg/dL以下)的测定重复性好。
这里，参照葡萄糖传感器相当于实施例1～3中的葡萄糖传感器(2)，与实施例1～3中的葡萄糖传感器(1)、(3)相比，该葡萄糖传感器(2)测定重复性好。即，本方案的葡萄糖传感器比测定重复性好的葡萄糖传感器(2)(参照葡萄糖传感器)在低浓度域的重复性更好。
结果，在本方案葡萄糖传感器中，由于薄薄地扩展涂布第一试剂部51B′，第一试剂部51B′的溶解性提高，可以认为是导入流路的试样中的电子传递物质的浓度的偏差变小的原因。因此，可以说要改善低浓度的重复性，优选使电子传递物质和氧化还原酶分离，同时为了提高电子传递物质的溶解性(对于试样的扩散性)，优选使第一试剂部51B′形成为薄膜，或形成比其他的试剂部52B、53B等在试剂的流动方向上长的形状。

Claims (35)

1.一种改良试剂部配置的分析用具，其特征在于：
具备：用于使含有血细胞的试样移动的流路；用于将试样导入所述流路的导入口，配置在所述流路内部的试剂部；和与电子授受量相关的获得进行试样中的分析对象成分的分析所必要的信息的电子检测介质，
所述试剂部含有用于向所述电子检测介质供给从试样中的分析对象成分取出的电子的电子传递物质，并且至少一部分配置在所述导入口的附近。
2.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部在与所述电子检测介质分离的状态，配置在试样流动方向中所述电子检测介质的上游侧。
3.如权利要求2所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部形成为在向所述流路供给试样时溶解的固体状。
4.如权利要求3所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部与所述电子检测介质之间的中心间距离，设定为在所述试样中含有预先设定的检测范围的上限量的分析对象成分时，在直到所述电子传递物质达到能够对所述电子检测介质供给电子的状态期间，实质上完成从所述上限量的分析对象成分向所述电子传递物质的电子移动的长度。
5.如权利要求3所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部中的电子传递物质的含量，设定为在所述试样中含有预先设定的检测范围的上限量的分析对象成分时，能够在所述电子传递物质中接收从所述上限量的分析对象成分取出的所有电子的量。
6.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述电子检测介质含有发色剂。
7.如权利要求6所述的分析用具，其特征在于：所述电子检测介质，具有使所述发色剂保持在相对试样难溶的多孔体上的结构。
8.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述电子检测介质是导体。
9.如权利要求8所述的分析用具，其特征在于：所述导体在试样被供给至所述流路时，用于向所述电子传递物质施加电压。
10.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部含有用于从试样中的分析对象成分中取出电子、将电子供给至所述电子传递物质的氧化还原酶。
11.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：还具备含有用于从试样中的分析对象成分中取出电子、将电子供给至所述电子传递物质的氧化还原酶、并且与所述试剂部分离设置的追加的试剂部。
12.如权利要求11所述的分析用具，其特征在于：在所述流路内部的试样流动方向，所述追加的试剂部配置在所述试剂部与所述电子检测介质之间。
13.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部的平面面积比所述追加的试剂部大。
14.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部在试样流动方向的长度比所述追加的试剂部长。
15.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部的厚度比所述追加的试剂部薄。
16.如权利要求15所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部的厚度是所述追加的试剂部的厚度的15～80％。
17.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部具有在所述流路中的所述电子检测介质的平面面积的1.5～10倍的平面面积。
18.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部占有从所述追加的试剂部的所述导入口侧的边缘到所述导入口距离的50～90％的长度范围。
19.如权利要求12所述的分析用具，其特征在于：所述试剂部和所述追加的试剂部，在向所述流路供给试样时溶解。
20.如权利要求10所述的分析用具，其特征在于：所述氧化还原酶是葡萄糖脱氢酶(GDH)。
21.如权利要求20所述的分析用具，其特征在于：所述氧化还原酶是PQQGDH、αGDH或CyGDH。
22.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质是Ru配位化合物。
23.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：试样中的分析对象成分是葡萄糖。
24.如权利要求1所述的分析用具，其特征在于：所述流路产生毛细管力。
25.一种分析用具，其特征在于：
具备：用于使含有血细胞的试样移动的流路；用于将试样导入所述流路的导入口；与电子授受量相关的获得进行试样中的分析对象的分析所必要的信息，并且使发色剂保持在相对试样难溶的多孔体中的电子检测介质；含有用于向所述电子检测介质供给从试样中的分析对象成分中取出电子的电子传递物质、并且在向所述流路供给试样时溶解的电子传递物质层；和含有用于从试样中的分析对象成分中取出电子、将电子供给至所述电子传递物质的氧化还原酶、并且在向所述流路供给试样时溶解的氧化还原酶层，
在所述流路中，所述电子传递物质层、所述氧化还原酶层和所述电子检测介质以该顺序，从试样的流动方向的上游侧开始顺次排列配置。
26.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层的平面面积比所述氧化还原酶层大。
27.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层在试样流动方向的长度比所述氧化还原酶层长。
28.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层的厚度比所述氧化还原酶层薄。
29.如权利要求28所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层的厚度是所述氧化还原酶层的厚度的15～80％。
30.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层具有所述流路中的所述电子检测介质的平面面积的1.5～10倍的平面面积。
31.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质层占有从所述氧化还原酶层的所述导入口侧的边缘到所述导入口距离的50～90％的长度范围。
32.如权利要求25所述的分析用具，其特征在于：所述电子传递物质是Ru配位化合物。
33.一种分析方法，其特征在于，包括：
在含有血细胞的试样移动的状态下，将从所述试样中含有的分析对象成分中取出的电子供给至电子传递物质，实质上完成从所述分析对象成分向所述电子传递物质的电子移动的步骤；
在所述试样的移动停止的状态下，进行所述电子传递物质与电子检测介质之间的电子授受反应的步骤；和
基于通过所述电子检测介质得到的信息，进行分析对象成分的分析中所必要的运算的步骤。
34.如权利要求33所述的分析方法，其特征在于：所述电子检测介质含有发色剂。
35.如权利要求33所述的分析方法，其特征在于：所述分析对象成分是葡萄糖。
CN2005800020964A 2004-01-07 2005-01-07 改良试剂部配置的分析用具和分析方法 Active CN1910457B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2004001746 2004-01-07
JP001746/2004 2004-01-07
PCT/JP2005/000153 WO2005066638A1 (ja) 2004-01-07 2005-01-07 試薬部の配置を改良した分析用具および分析方法

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN1910457A true CN1910457A (zh) 2007-02-07
CN1910457B CN1910457B (zh) 2011-08-31

Family

ID=34747002

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN2005800020964A Active CN1910457B (zh) 2004-01-07 2005-01-07 改良试剂部配置的分析用具和分析方法

Country Status (5)

Country Link
US (1) US7780828B2 (zh)
EP (2) EP2213748B1 (zh)
JP (1) JP4717637B2 (zh)
CN (1) CN1910457B (zh)
WO (1) WO2005066638A1 (zh)

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103091264A (zh) * 2011-10-31 2013-05-08 爱科来株式会社 分析用具及分析方法

Families Citing this family (18)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US7497940B2 (en) * 2003-09-02 2009-03-03 Koji Sode Glucose sensor and glucose level measuring apparatus
ES2531400T3 (es) 2008-07-15 2015-03-13 L3 Technology Ltd Tarjeta de prueba
GB2469071A (en) 2009-03-31 2010-10-06 Diamatrix Ltd Electrochemical test device
JP5726167B2 (ja) 2009-04-13 2015-05-27 マイクロニクス， インコーポレイテッド マイクロ流体臨床分析器
CA2758061C (en) 2009-05-29 2016-06-28 Panasonic Corporation Biosensor system and method for measuring concentration of analyte
US8101065B2 (en) 2009-12-30 2012-01-24 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for improving accuracy of biosensors using fill time
US8877034B2 (en) * 2009-12-30 2014-11-04 Lifescan, Inc. Systems, devices, and methods for measuring whole blood hematocrit based on initial fill velocity
WO2011094577A2 (en) 2010-01-29 2011-08-04 Micronics, Inc. Sample-to-answer microfluidic cartridge
US8932445B2 (en) 2010-09-30 2015-01-13 Cilag Gmbh International Systems and methods for improved stability of electrochemical sensors
US8617370B2 (en) 2010-09-30 2013-12-31 Cilag Gmbh International Systems and methods of discriminating between a control sample and a test fluid using capacitance
WO2012131903A1 (ja) * 2011-03-29 2012-10-04 株式会社テクノメデイカ バイオセンサ
JP6186630B2 (ja) * 2012-06-25 2017-08-30 合同会社バイオエンジニアリング研究所 酵素電極
US10065186B2 (en) 2012-12-21 2018-09-04 Micronics, Inc. Fluidic circuits and related manufacturing methods
JP2016509206A (ja) 2012-12-21 2016-03-24 マイクロニクス， インコーポレイテッド 携帯型蛍光検出システムおよびマイクロアッセイカートリッジ
EP3549674B1 (en) 2012-12-21 2020-08-12 PerkinElmer Health Sciences, Inc. Low elasticity films for microfluidic use
AU2014262710B2 (en) 2013-05-07 2019-09-12 Perkinelmer Health Sciences, Inc. Methods for preparation of nucleic acid-containing samples using clay minerals and alkaline solutions
JP6484222B2 (ja) 2013-05-07 2019-03-13 マイクロニクス， インコーポレイテッド 核酸の調製および分析のためのデバイス
US10386377B2 (en) 2013-05-07 2019-08-20 Micronics, Inc. Microfluidic devices and methods for performing serum separation and blood cross-matching

Family Cites Families (22)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0810208B2 (ja) 1990-07-20 1996-01-31 松下電器産業株式会社 バイオセンサおよびバイオセンサ測定装置
US5320732A (en) * 1990-07-20 1994-06-14 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and measuring apparatus using the same
GB9107193D0 (en) * 1991-04-05 1991-05-22 Wilson Robert Analytical devices
US5628890A (en) * 1995-09-27 1997-05-13 Medisense, Inc. Electrochemical sensor
US6764581B1 (en) * 1997-09-05 2004-07-20 Abbott Laboratories Electrode with thin working layer
US6261519B1 (en) * 1998-07-20 2001-07-17 Lifescan, Inc. Medical diagnostic device with enough-sample indicator
US6471839B1 (en) * 1999-05-20 2002-10-29 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor
ES2267583T3 (es) * 1999-11-16 2007-03-16 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor.
JP2001201479A (ja) * 2000-01-21 2001-07-27 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
US6541861B2 (en) * 2000-06-30 2003-04-01 Kabushiki Kaisha Toshiba Semiconductor device manufacturing method including forming step of SOI structure and semiconductor device having SOI structure
JP2002175699A (ja) 2000-09-27 2002-06-21 Toshiba Corp 半導体装置及び半導体装置のモード設定方法
WO2002033407A1 (en) 2000-10-17 2002-04-25 Abbott Laboratories Diagnostic assay for a sample of biological fluid
DE60128824T2 (de) 2000-10-31 2008-02-07 Koji Sode Neue glucosedehydrogenase und verfahren zur herstellung der dehydrogenase
US6821410B2 (en) * 2001-03-07 2004-11-23 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and method of substrate quantification
JP2002333420A (ja) 2001-03-07 2002-11-22 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよび基質の定量方法
JP4214275B2 (ja) * 2001-07-18 2009-01-28 アークレイ株式会社 分析用具、および分析装置
DK2330407T3 (da) * 2001-09-14 2013-06-24 Arkray Inc Fremgangsmåde, værktøj og indretning til at måle en koncentration
ATE482285T1 (de) 2001-12-28 2010-10-15 Arkray Inc Kolorimetrisches verfahren und dafür verwendetes reagens
JP4236538B2 (ja) 2002-08-20 2009-03-11 東レ株式会社 バイオセンサ
EP1615031A4 (en) 2003-04-16 2011-01-12 Arkray Inc REMOTE REAGENT DISTRIBUTED DIFFUSION DISTANCE ANALYSIS INSTRUMENT AND METHOD FOR MANUFACTURING THE SAME
US20050036906A1 (en) * 2003-08-11 2005-02-17 Toray Industries, Inc. Biosensor
JP4357449B2 (ja) 2005-04-26 2009-11-04 株式会社ルネサステクノロジ 録画再生装置の制御方法

Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN103091264A (zh) * 2011-10-31 2013-05-08 爱科来株式会社 分析用具及分析方法
US8993313B2 (en) 2011-10-31 2015-03-31 Arkray, Inc. Analytical instrument and analytical method
CN103091264B (zh) * 2011-10-31 2015-09-23 爱科来株式会社 分析用具及分析方法

Also Published As

Publication number Publication date
EP1712919B1 (en) 2012-08-15
JP4717637B2 (ja) 2011-07-06
JPWO2005066638A1 (ja) 2007-12-20
US7780828B2 (en) 2010-08-24
WO2005066638A8 (ja) 2006-09-21
US20090017483A1 (en) 2009-01-15
EP2213748B1 (en) 2014-03-19
EP2213748A2 (en) 2010-08-04
CN1910457B (zh) 2011-08-31
EP1712919A1 (en) 2006-10-18
EP2213748A3 (en) 2010-08-25
WO2005066638A1 (ja) 2005-07-21
EP1712919A4 (en) 2009-08-12

Similar Documents

Publication Publication Date Title
CN1910457A (zh) 改良试剂部配置的分析用具和分析方法
CN1488936A (zh) 介体稳定的试剂组合物及其用于电化学分析物测定的方法
CN1187609C (zh) 胆固醇传感器和胆固醇的定量方法
CN1095991C (zh) 底物的定量方法
CN1201147C (zh) 生物传感器
CN1193229C (zh) 生物传感器
CN1157599C (zh) 生物传感器
CN1184470C (zh) 电流型双介体基多酶生物传感器及其应用方法
CN1729394A (zh) 薄型分析用具
CN1268920C (zh) 生物传感器
CN1252471C (zh) 用于检测流体样品中的靶抗原的电化学装置和方法
JP4184074B2 (ja) バイオセンサ
CN1304838C (zh) 浓度测量方法、浓度测量用具以及浓度测量装置
CN1188697C (zh) 带多孔色层分离谱膜片的生物传感器
TWI482968B (zh) 暫態衰變電流測定法
CN1991368A (zh) 葡萄糖生物传感器和方法
CN1815236A (zh) 电化学生物传感器
CN1886651A (zh) 血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
CN1620604A (zh) 微带电极
CN1262739A (zh) 基质的定量方法
CN1846131A (zh) 制备窄的均匀试剂条的方法和试剂
JP2009500601A (ja) 電極プリコンディショニング
EP3290523B1 (en) Biosensor and production method for same
CN1662660A (zh) 使用葡萄糖脱氢酶的葡萄糖浓度测定方法及葡萄糖传感器
CN1725006A (zh) 用于表征一种氧化还原剂系统酶的方法和组合物

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant