JP5258579B2 - 電気化学バイオセンサ分析システム - Google Patents

Description

本発明は、試液分析用の電気化学バイオセンサ分析システムならびに好適なバイオセンサおよび前記システムを用いて実施される分析方法に関する。この分析は特に医療目的に役立てられ、試液は体液である。特に重要な本発明の適用分野は、典型的に皮膚内への穿刺によって採取される非常に少量の試料（５μｌ未満、好ましくは２μｌ未満および特に好ましくは１μｌ未満）の検査である。

前記分析システムには２つの構成要素、すなわち１回限りの使用のために設けた（使い捨て）バイオセンサと、評価装置とが含まれる。

バイオセンサ（「分析エレメント」または「試験担体」とも呼ばれる）は支持層と、前記支持層上に配置された少なくとも２本の電極を備える電極構造とを有する。電極構造を覆い、試液を吸収できる試験フィールドが、支持層上に配置されている。試験フィールドは、試薬システムを含み、試液との反応により、所望の分析結果に特有で、電極により測定される電気測定量の変化をもたらす。前記支持層から離間した試験フィールドの上側に、画定された試料適用表面が設けられている。

分析装置は、測定位置にバイオセンサを位置決めするための装置を有する。さらに前記分析装置は、１つのバイオセンサのある時間での測定量の測定が可能な測定装置と、測定された測定量の値から所望の分析データを算出するための評価ユニットとを含む。

バイオセンサ分析システムは多数の変形態様において特に種々の被分析体の算出（定量的または定性的決定）に用いられる。特に大きい医学的および経済的な意義は、糖尿病患者の血中グルコース濃度の決定である。その他の重要な被分析体はコレステリンおよび種々の血液凝固パラメータである。最後に挙げた例は、本発明の意味における分析パラメータとして必ずしも試液中のある１種の物質濃度だけではなく、本発明はここで血液凝固時間のようなその他の（特に医学分野で）重要な分析パラメータにも関係することを示す。本発明は分析パラメータに関して制限されていない。

バイオセンサ分析システムはその一部が医学実験室で使用される。しかしながら本発明は特に患者の健康状態を継続的に監視（ホームモニタリング）するために分析が患者自身によって実施される適用事例に対応している。この種の目的のために患者によって必要な分析が規則的に実施され、かつ分析結果の精度がハンドリング誤りによって損なわれないことによってのみ保証できるため、特に簡単なハンドリングが重要である。さらに分析装置は可能な限り小型で軽量かつ堅牢でなければならない。そのほかに本発明は特にいわゆる患者に近い診断（near patient testing）にも好適である。

公知のバイオセンサの支持層として大抵長尺のプラスチックストリップが使用されるが、その他の形態、たとえばほぼ正方形の小板もある。開発当初では特に試験ストリップ状のバイオセンサの試験フィールドが単層または多層の吸収性（多孔質）材料、たとえば紙または多孔質プラスチックから製造されたバイオセンサが用いられていた。試験フィールドの表面上に試液の液滴が過剰に塗布されていた。この過剰分は拭き取りまたは洗浄されていた。（１種または複数種の成分からなる）試薬システムを含む試験フィールドの中に浸透する試液の反応は、試験フィールドの色の変化をもたらし、その変化は、関連する分析装置の中に含まれる測光装置を利用して評価される。

本発明が指向する電気化学分析システムにおいても開発の初期段階で試験フィールドの上側に試液が塗布される多孔質試験フィールドを有するバイオセンサの構成が用いられていた。これは、たとえば１９８９年に出願された米国特許第５，２４３，５１６号明細書から公知である。後に試薬システムと電極がある反応ゾーンへ試液が毛管作用によって流入開口部から輸送される毛管チャネルを有する毛管バイオセンサが提案された。電気化学毛管バイオセンサの以前の変形態様は、たとえば欧州特許出願公開第０１７０３７５号明細書および米国特許第５，１２０，４２０号明細書から公知である。それに続く期間で前記構造原理は特に電気化学バイオセンサにほぼ排他的に適用されており、特に毛管バイオセンサが反応ゾーンを含む毛管チャネルの容積に相当する一定の試料量を収容する事実が有利と見なされた。この特性は「セルフメータリング」（self-metering）とも呼ばれる。そのほかにも毛管バイオセンサはそのハンドリングに関しても、たとえば指頭で採取された血液滴を毛管チャネルの流入開口部と接触させ、その際に試液が迅速かつ確実に吸引されるだけで充分であるため、有利と見なされている。新規の毛管バイオセンサは、たとえば米国特許第６，６４５，３５９号明細書および国際公開第２００４／０６８１３８号パンフレットに記載されている。

本発明は、上述を基礎として、多数の種々の適用事例に対して軽減されたハンドリングを可能にするバイオセンサ分析システムを提供する技術的問題と取り組む。この目的は、電極構造が試液によって湿潤可能の有効電極構造面上に分布された電極構造を有する最初に述べた種類の分析システムにより達成され、その分布は一定の導電率と層厚を有する液体層での抵抗測定に関して均一にされ、試験フィールドは、試料適用表面上に適用される試液の液滴が少なくとも試料適用表面の部分領域にわたり拡散され、有効電極構造面の対応する部分領域が湿潤されるように形成され、かつ分析装置が電極構造の２つの電極間の交流電流抵抗測定値を領域補償測定として測定するために交流電流抵抗測定装置を有し、測定された交流電流抵抗測定値が分析データの算出時に、有効電極構造面の試液によって湿潤された部分領域の基準として使用される。

本発明者は、毛管バイオセンサが多くの場合制限付きでのみ使用可能であり、または所望されている軽減に代わり製造および／またはハンドリングに関して困難を生ぜしめることを認識している。これはたとえば以下の場合に当てはまる：

ａ）多くの場合、特に反応を加速させるためにバイオセンサの反応ゾーンを加熱することが有利である。それによって、とりわけ特に特異的であるが、室温でゆるやかに反応する反応物（特に酵素）を使用する可能性が構築される。この加熱は分析品質の改善および／または必要な反応時間の短縮を生ぜしめる。温度測定装置および分析装置の中に組み込まれた電子温度調節回路を利用する反応ゾーンの温度制御が特に有利である。

加熱装置および必要であれば温度測定装置は、好ましくは分析装置の内部に設けられる。それに対して通常の毛管バイオセンサへの試料の適用は装置の外部で行われる。これは長い毛管チャネルと、それによって大きい試料体積を必要とする。この問題を少なくとも温度測定に関して克服するために、温度測定なしに温度補償を可能にする特殊の温度測定方法（米国特許第６，８８０，９６８号明細書）および補正方法（国際公開第２００４／０９０５３３号パンフレット）が提案された。しかしながら、これらの提案では測定ゾーンの加熱ができない。

それに対して本発明に基づき、試験フィールドによって画定される反応ゾーンが加熱装置と直接接触する、分析装置の中央に位置するが、試料とバイオセンサの接触が非常に簡単な方法で実現できるようにバイオセンサを分析装置内で位置決めすることを可能にする。

ｂ）バイオセンサにより作動する分析システムは、多くの場合、該分析システムが簡単な方法で多数のバイオセンサのマガジン化と、該バイオセンサの評価装置内での輸送および位置決めとを可能にするために、１つのテープとして形成されるのが有利である。しかも毛管バイオセンサをセンサテープの形態で製造し、好適なシステムの中に組み込むことが可能である（国際公開第２００４／０３０８２２号パンフレット）。このような毛管バイオセンサテープの製造およびハンドリングは本発明を基礎としてより簡単に可能である。

ｃ）同様のことは、平坦な、たとえばほぼクレジットカード状のプレート上に多数の試験フィールドを有する多重バイオセンサにも当てはまる。このような多重テストカードは、たとえば利用者が毎日一定回数の分析を実施し、そのために必要なバイオセンサが共通の支持板上で位置決めされる（いわゆる「デイパック」）適用事例に好適である。またこの場合も毛管バイオセンサ構造を使用することは非常に困難であり、かつコストがかかる。

ｄ）患者に近い診断の分野における本発明の重要な長所は、シリンジからでも試料を問題なく試料適用表面に適用できることにある。毛管センサの場合この試料供給の可能性はなく、または非常に複雑なハンドリングによってのみ可能である。

本発明の本質的な長所は、試験フィールドを比較的大きくできるが、完全に試液で湿潤する必要がないことにある。試料適用表面の大きさは、好ましくは少なくとも直径８ｍｍ、好ましくは少なくとも１０ｍｍおよび特に好ましくは少なくとも１２ｍｍを有する円に相当する。円形にする必要のない好ましい最小面積は約５０ｍｍ²、特に好ましくは約８０ｍｍ²およびさらに好ましくは約１１５ｍｍ²になる。

公知のシステムの場合、試験フィールドと共に試料適用表面と合同の電極構造の部分領域が完全に湿潤されないとき測定誤差が生じ得る。この点に関しては本発明の枠組みの中で２本の電極間の電気的な交流電流抵抗の付加的な測定（領域補償測定）によって補償され、測定された交流電流抵抗測定値が試液によって湿潤された電極領域の部分領域の基準として使用される。この交流電流による測定によって、測定値が電極での輸送過程によって影響されないことが達成される。好ましくは１ｋＨｚおよび２５ｋＨｚのあいだの周波数を有する交流電流が使用され、周波数は２ｋＨｚおよび１０ｋＨｚのあいだが特に有利である。

補償の精度はこの用途に適した電極構造が選択されることによって左右される。この精度は、特にここで「有効電極構造領域」と呼ばれる電極構造の試液で湿潤可能の最大の部分領域で一定の導電率と層厚を有する液層での交流電流抵抗測定に関して均一でなければならない。これは、一定の層厚と電気的伝導性とを有する液体による有効電極構造領域の部分領域の湿潤時に湿潤された部分領域の局在化に左右されない湿潤された部分領域の大きさに比例する交流電流コンダクタンスが生じることを意味する。この必要条件は、以下「電極構造均一化条件」と呼ぶ。

前記条件を可能な限り良好に保証するために電極構造を形成する導体路は非常に微細かつ有効電極構造領域上に一様（均一）に配分されなければならない。この条件は原理的に非常に多数の互いに非常に密接して配置された小さい電極対を利用して好適に満たすことができる。しかし実際上この場合の電極の電気接続に関して相当の問題が生じる。つまり複数の導体路平面が必要になる。しかしながらこの種の構造はエレクトロニクスでは用いられないが、相当なコスト要因となる。

そのためそれぞれ櫛状に１次導体と、該１次導体から分岐して前記１次導体の方向に対し横方向に延伸する２次導体とによって形成される２本の電極を有する電極構造が有利であり、両方の電極の２次導体は交互に噛み合う（interdigitizing electrodes）。前記電極は、好ましくは機能差がない。すなわち前記電極は材料と配列とに関して、電極が作用電極および対向電極として選択的に使用できるように一致する。

分析測定にも領域補償測定にも使用される２本のみの電極を有する実施形態が一般的に有利であるが、本発明はこの態様に限定されていない。コストがより高くなるとしても基本的に３本またはそれ以上の電極を有する態様も可能である。また異なる電極を分析測定と領域補償測定に使用する可能性もある。

試験フィールドは非常に様々に形成することができる。該試験フィールドは試液の吸収が可能な材料の１つの層または複数の層から構成してもよく、前記液体吸収に種々の機構を基礎におくことができる。特に試験フィールドに使用される材料の多孔性および／または試験フィールド材料と試液の反応が試験フィールド内への試液の吸収の原因となり得る。好ましくは試験フィールド材料の少なくとも１つの部分層が膨潤性であり、試験フィールドの厚さ（と共にその体積）が試液の吸収時の膨潤過程によって少なくとも２倍、好ましくは少なくとも３倍に増大する実施形態が特に有利である。

ここで付与した説明の意味において、試料適用表面の下にある試験フィールド材料の部分のみを「試験フィールド」と呼ぶ。通常、試験フィールド材料は製造上の理由からバイオセンサ支持層のより大きい部分領域にわたって延伸するが、塗布された試料の外部で試験フィールドの中に侵入しないように一定の試料適用表面が制限されている。バイオセンサは、好ましくは試料適用表面の下にある（該試料適用表面と合同の）試験フィールドが試液によって最大限湿潤できるように形成されている。

試料適用表面上に塗布された試液の液滴が試料適用表面の部分領域全体に拡散し、前記部分領域と合同の電極構造領域の部分領域を湿潤する。それぞれ塗布された試液の液滴量に応じて全有効電極構造領域で湿潤された部分領域の領域割合は数パーセントおよび１００％のあいだに置くことができる。

試験フィールドの試液輸送特性と測定アルゴリズムは、電極構造の湿潤された領域が分析測定および領域補償測定中に本質的に（すなわち所望の測定精度を損なう範囲で）変化しないように互いに調整されている。この条件は、特に分析測定が多数の慣用の測定方法で非常に短い時間で実施され、領域補償測定が分析測定と同時に、またはそれに対して狭い時間的間隔で、実施できるため通常の試験フィールド材料によって比較的簡単に満たすことができる。

本発明は、以下、図に示した実施例を利用してより詳しく説明する。図示した特殊性は、本発明の好ましい態様を構築するために個別的にまたは組み合わせて使用することができる。

図１および図２に示した分析システム１は、互いに適合される２つのシステム構成要素、すなわち１つのバイオセンサ２と１つの分析装置３とから構成される。分析装置３は図２に示した測定位置にバイオセンサ２を位置決めするためのホルダ４を有する。バイオセンサ２が測定位置にあるとき、電極と分析装置の電子ユニットとのあいだの電気的接続が生じ、電気的接続は、センサコンタクト５と前記センサコンタクトと共働する装置コンタクト６とを利用している。分析装置３は操作ボタン７およびディスプレイ８を有する。その限りにおいてこの構造は従来どおりであり、より詳しく説明する必要がない。

図示した好ましい実施形態の特別な特徴は、ホルダ４の中に位置決めされたバイオセンサ２が、隣接する分析装置３の部材に対して（少なくとも測定位置にあるバイオセンサ２の試料適用表面１１の周囲で）突出するバイオセンサ支承体１０によって支持されることにある。バイオセンサ２は長尺の試験ストリップとして形成されている。分析装置３のホルダ４の中へ挿入するために設けた該バイオセンサの挿入端部１３にセンサコンタクト５が位置する。バイオセンサ２の反対側端部はハンドリング端部１４と呼ばれる。該反対側端部はバイオセンサ支承体１０上に突出する。この措置によってバイオセンサ２の挿入および取出し時および試料適用表面１１上への試液の液滴の適用時でも簡単なハンドリングが生じ、装置の汚染のリスクが少なくなる。

図示した好ましい分析装置３の実施形態は、測定位置に保持された、試料適用表面１１の下側のバイオセンサ２の試験フィールドが一様に加熱されるように位置決めされた加熱装置１２を有する。図示の場合ではそのために測定位置に位置決めされたバイオセンサ２の試料適用表面１１の下に延伸する加熱面１２ａが利用される。

好ましいバイオセンサ２の詳細は図３〜５に示されている。該バイオセンサはプラスチックからなる支持層１５と、前記支持層１５上に配置され、２本の電極１７、１８を有する電極構造１６とを有する。図示した場合において電極はそれぞれ櫛状に第１導体１７ａ、１８ａと、該第１導体から分岐され、各第１導体の走行方向に対し横切る方向に延伸する第２導体１７ｂ、１８ｂとによって示されており、両方の電極１７、１８の第２導体１７ｂ、１８ｂは交互に噛み合う。

電極構造１６はバイオセンサの試薬システムを含む試験フィールド２０によって覆われ、該試験フィールドの上側が試料適用表面１１を形成する。試料適用表面１１はマスキング層２２を利用して、試液が試料適用表面１１を介してのみ試験フィールド２０の中へ侵入できるように区切られている。

試験フィールド１１は非常に薄い。該試験フィールドは、好ましくは膨潤性の材料からなり、該材料の体積はすでに述べたように試液からの水の吸収時に著しく増加する。試験フィールドの厚さは、好ましくは最大１５０μｍ、好ましくは最大１２０μｍおよび特に好ましくは最大８０μｍになり、前記寸法表示は膨潤性の材料の場合、試験フィールドの湿潤層厚つまり該試験フィールドの液体収容後に生じる厚さに関係する。湿潤層厚は必要な試料体積にとり決定的に重要である。

試験フィールドの厚さが小さいために、通常の試験フィールド材料の使用時に、試験フィールド表面と平行に試験フィールド内部で非常に僅かな液体輸送のみが行われる。それに応じて実質的に試料適用表面１１と一致する（一致して並ぶ）電極構造１６の部分領域のみが試液で湿潤される。図４に点線で囲んだ前記部分領域は有効電極構造領域２３と呼ばれる。この有効電極構造領域２３は上記電極構造均一化条件に関係する。この条件は、電極が有効電極構造領域の内部で多数の非常に小さい導電要素を含むことによって満たされる。図示した場合において第２導体１７ｂ、１８ｂによって形成される。しかしながらその他の構成も可能である。

電極構造を形成する導体ストリップ間の間隔は非常に小さくするべきである。有効電極構造領域２３上の平均導体間隔は、好ましくは最大５０μｍ、好ましくは最大３０μｍおよび特に好ましくは最大１０μｍになる。また導体ストリップの幅も非常に小さくするべきであるが、測定精度に関しては十分な最小幅が有利である。有効電極構造領域上の導体ストリップの平均的幅は少なくとも１０μｍおよび好ましくは少なくとも３０μｍになる。他方、平均導体ストリップの幅は最大１５０μｍ、好ましくは最大１００μｍにするべきである。

もう１つの好ましい実施形態によると、第２導体１７ｂ、１８ｂが走行する方向は有効電極構造領域の内部で走っている長さの中で繰り返し変化する。それによって本発明の枠組みの中で抵抗測定均一化条件がより良く満たされることが確認された。図４に示した波形の形状に代わり多数の方向変化を有する別の形状、たとえばジグザグ状も選ぶことができる。

本発明に好適である電極構造と、このような構造の製造に有利である方法はすでにバイオセンサ技術で別の用途に提案されている。これに関しては上述の米国特許第６，６４５，３５９号明細書を引用し、その内容はこの引用によって本願の内容とする。この印刷物から支持層１５に好適な材料についてより詳しい記載も読み取ることができる。

本発明に係るバイオセンサは簡単かつ経済的に製造することができる。好ましくは支持層１５が以下「生産テープ」と呼ばれる材料からなり、該生産テープの幅が後の試験担体の長さに相当する該材料のテープ上で多数の並置された電極構造１６が製造される。これは、好ましくは初めに（たとえばスパッタリングまたは蒸着によって）平坦に塗布される好適な電極材料（たとえば金）の層の選択的除去によって行われる。所望ではない伝導性被覆の部分の選択的除去のために、特にレーザアブレーション法を使用してよい。しかしながらその他の特にフォトリソグラフィー法も好適である。図４は電極構造の形成後の生産テープの個別のバイオセンサに相当する部分を示す。

電極構造の形成後に試験フィールド材料は、生産テープ上で少なくとも有効電極構造領域２３が完全かつ均一に覆われるような幅で塗布される。実際上、試験フィールド材料は試験フィールド２０（図５）を超えて試料適用表面１１の外部にある周縁領域２０ａおよび２０ｂの中へ延伸する。

試験フィールド材料の塗布は、好ましくは液状またはペースト状の状態で塗布され、かつ支持層１５上に固化および／または乾燥によって固くなる好適な試験層塊状体を用いて実施され、該塊状体は少なくとも有効電極構造領域を覆う。

その後、試料適用表面１１およびセンサコンタクト５の領域に好適な凹部（窓）を含むマスキング層２２が適用される。該マスキング層は電気的に絶縁する、好ましくは疎水性プラスチック材料からなる。たとえば片面接着性のプラスチック箔２１が好適である。しかしながらマスキング層は必ずしも箔状に塗布する必要がなく、別の方法で、たとえば好適な塊状体または液体による選択的被覆によって製造してもよい。

試験フィールド２０は、好ましくは所望の分析に必要である全ての試薬を含む。該試験フィールドは、好ましくは試料適用表面１１上に適用された試液が初めに急速かつ均一に表面上で拡散し、次に試料適用表面に対して垂直に試験フィールドの内部へ浸透するように形成されている。上述のように、試験フィールドは複数の異なる層からなることができる。しかしながら単層の均一な試験フィールド構造が有利である。

もう１つの好ましい実施形態に従って試験フィールド２０は試液から赤血球成分を分離する分離手段を含む。それによって本質的に血漿のみが電極構造１６に到達し、この電極構造を湿潤することが達成される。この場合における「本質的」とは、測定精度が各試験で妨害される範囲で損なわれないように良好に赤血球成分が分離されることである。この言明は測定時点に関係する。もちろん分析に必要な測定が実施された後で赤血球成分が電極構造１６まで浸透しても問題ではない。

特に好ましい実施形態に従って試験フィールド２０は以下の成分を含む：
−たとえばＳｉＯ₂からなる固体微粒子。この微粒子は特に液体拡散性質を有する基本構造を形成する。
−膨潤剤。たとえばセルロース製品が好適である。該セルロース製品は試験層が（好ましくは少なくとも上述の範囲で）膨潤することを生ぜしめる。
−溶融成分、特に試薬（酵素、媒介物、緩衝液）。前記成分が試液の侵入時に溶解されるとき、試液が層の深部に侵入する微小毛管が生じる。

図６に原理回路図の形で示した本発明に好適な評価装置の電子ユニットは下記の構成要素を含む：
−バイオセンサホルダ４の領域に設けた加熱装置１２が駆動され、好ましくはサーモスタットで制御される電子加熱装置３０。
−測定センサ３２（たとえばサーミスタ）と電子温度測定回路３１とを利用して試験フィールドの温度を測定する温度測定装置２９。
−試験フィールド１１を温度測定装置２９および加熱装置１２を利用して所望の目標温度に恒温調節するための電子恒温調節回路３３。

上記構成要素は従来どおりに形成されており、詳細に説明する必要はない。

電子ユニット２８は、さらにその他の電子ユニット２８の構成要素を制御し、得られた測定データから所望の分析結果またはその他の情報を算出するマイクロプロセッサ制御式制御ユニットおよび評価装置３４を含む。

図示した電子ユニット２８は試薬システムと試液の反応から生じる特性的な測定量が、電極に一定の直流電圧が印加される場合に測定される電流である電流測定の分析システムに好適である。この本発明にとり好ましい試験原理は公知であり、多数の出版物に記載されている。より詳しい情報は、たとえばすでに引用した文書欧州特許第０１７０３７５号明細書、米国特許第５，１２０，４２０号明細書、国際公開第２００４／０９０５３３号パンフレットおよび米国特許第６，６４５，３５９号明細書ならびにその中で引用された別の文献から読み取ることができる。

図６に示した実施形態の場合は作用電極１７と対向電極１８を電子ユニット２８に接続するためにそれぞれ２つのコンタクトが用いられる。その際に３７ａおよび３８ａで表したコンタクトが制御電流回路の接触に用いられ、他方、３７ｂおよび３８ｂで表したコンタクトは両方の電極１７、１８での電位の高オーミック測定に用いられる。前記両方の「感知コンタクト」（sense contacts）間で測定される信号は高オーミック・インピーダンス変成器３９を介して両電極間に印加される電圧の制御にフィードバックされる。それによって電流コンタクト３７ａ、３８ａの接触抵抗が補償される。

電流測定分析測定の実施に必要な直流電圧源４０は制御ユニット３４の指令に従ってＤＣ信号を発生するディジタル・アナログ変換器によって形成される。閉じたスイッチ４１の場合、前記信号は電圧フォロア４２に印加され、該電圧フォロアの出力電圧はフィードバックによって、常に感知コンタクト３７ｂ、３８ｂで測定された直流電圧が目標値に相当するような高さになる。前記電圧の印加時に、反応によってバイオセンサの中に流れる電流信号は電流電圧変換器４４とアナログ・ディジタル変換器４５とを含む全体を４３で表したＤＣ電流測定装置を介して測定される。それによって全体的にＤＣ電圧源４０（構成要素３９、４２と接続）とＤＣ電流測定装置４３が全体を４６で表した分析測定装置を形成する。

領域補償測定を実施するために電子ユニット２８は全体を４８で表した交流電流（ＡＣ）で作動する抵抗測定装置を有する。そのために必要な交流電圧源は、前記構成要素３９、４２と接続されてＡＣ発電機４９によって形成され、前記構成要素に前記発電機が閉じたスイッチ５０で接続されている。またＡＣ電圧は接触抵抗および回路抵抗に関係なく所望の目標電圧が電極１７、１８に印加されるように４コンタクト技術を利用して制御される。ＡＣ抵抗測定に必要なＡＣ電流測定は測定抵抗器５１を利用して実施され、該測定抵抗器の電圧降下が差分測定増幅器５２と、後置されたアナログ・ディジタル変換器５３とによって測定され、ディジタル形態で制御ユニットおよび評価装置３４へ転送される。

交流電流抵抗（インピーダンス）は周知のように、たとえば電極に印加される電圧、その際に流れる電流および電圧と電流とのあいだの位相シフトを測定することによって決定できるベクトル量（実部と虚部とを有する）である。そこから別の所望の値（実部、虚部、インピーダンスの絶対値）を公知の方法で計算することができる。より詳しい詳細は、たとえば国際公開第９９／３２８８１号パンフレットから読み取れる。

本発明の意味における交流電流抵抗測定値は交流電流抵抗測定で得た各測定値、つまり特にインピーダンスの絶対値（もしくはその逆数、アドミッタンス）および位相シフトであり、もちろん測定値（実部および／または虚部；絶対値および／または位相）の数学的記述が重要ではなく、測定値が慣例の単位で表されることも重要ではない。この測定値は実際上装置のマイクロプロセッサ制御式電子評価回路でディジタル形態で存在し、この形態で転送処理され、通常の単位に変換する必要がない。

複数の交流電流周波数（特に上述の周波数範囲）での交流電流抵抗測定によって、種々の影響因子によって発生し得る測定誤差を（特に領域補償測定に関して）除去することができる。これは特に試液中の各測定ごとに変化する赤血球成分の濃度（すなわち血液の場合はヘマトクリット値の変動）によっておよび／または温度変動によって発生し得る測定誤差の補償である。

温度と粒子濃度とによって試液中の電荷キャリアの拡散と共にその比導電率とが影響を受ける。しかしながらこの種の導電率の変化はそれによって測定されたコンダクタンスの変化が湿潤した有効電極構造領域の部分領域の変化によってまたは前記妨害因子の１つによって生じるかどうかの不確実性があるため、領域補償測定を妨害する。この種の妨害が測定精度の支持できない制限をもたらす場合、それに関係する測定誤差を除去する複数の可能性がある：
−妨害因子は除去できる。温度妨害の場合はそのために試験フィールドの恒温調節が利用される。ヘマトクリット妨害の場合は赤血球成分のフィルタリングが利用される。
−温度妨害は、温度測定とそれに基づく補正計算とによって除去できる。
−前記措置なしでも種々のＡＣ周波数で測定された交流電流抵抗測定値（「インピーダンス測定法」）に基づき測定誤差の除去を達成できる。

最後に挙げた方法の場合、好ましくは数値統計法たとえば多重変数解析または主成分解析を利用して評価される。補足的に好適なモデル仮定を行うことができる。またヘマトクリット変数および温度変数による妨害影響の補正のために関連の文書、特に国際公開第９９／３２８８１号パンフレットを参照することもできる。

図８の上部は試験フィールド内への試液の液滴の適用および浸透中の時間ｔに対するアドミッタンスＹの絶対値の推移を示し、このプロセスは図７に３段階で象徴的に示されている。分析装置は（好ましくはバイオセンサの挿入によって自動的に）オンにされる。同時に加熱装置１２がオンにされ、上昇した温度（たとえば３７℃）に調整される。この温度に達したとき、装置はすでに試料適用の準備が完了している。この適用は目的に応じて、図７に示したように、被検液滴が穿刺によって得られた身体部位（指）からの直接的伝達によって行われる。試液が試験フィールドの中に浸透し、電極構造に接触すると直ちにＹが上昇する。目標値Ｙ₁との比較によって試料適用が装置によって認識される。有効電極構造領域への試液の後に続く拡散は最終的に拡散がそれ以上継続しなくなるまでコンダクタンスＹをさらに上昇させる。本来の測定アルゴリズムを開始できる前記の時点は、好ましくは図８の下半分に示したアドミッタンスの絶対値を時間微分したｄＹ／ｄｔをたどること、測定アルゴリズムが進行できるようになるまでアドミッタンス変化が減少した対応する固定された閾値（ｄＹ／ｄｔ）₁を用いることによって検出できる。

図９は全算出アルゴリズムおよび測定アルゴリズム中に測定される典型的な測定信号を示す。アドミッタンスＹの絶対値と、５回連続する時間区分ａ〜ｅ中の交流電流導電率測定の段階Ｐならびに電極に電圧が印加されない時間区分ｆおよびＤＣ分析測定が実施される時間区分ｇで測定されたＤＣ電流が図示されている。

矢印Ｔにより記号表示した時点で上述のような試料適用が検出される。ｔ_fで表した充填時間の終了時に測定アルゴリズムを開始できるまでアドミッタンス変化が減少した。つまり期間ａ中に図８を利用して説明した試料検出アルゴリズムが進行する。

測定アルゴリズムの第１の部分は時間区分ｂ〜ｅからなり、その間にＹおよびＰが所定の周波数１０ｋＨｚ、２０ｋＨｚ、２ｋＨｚおよび１ｋＨｚでそれぞれ０．２秒間測定される。複数の異なる交流電流周波数での前記測定（インピーダンス測定法とも呼ばれる）は上述のように測定誤差の除去を可能にする。

それに続き中間時間区分ｆ中に電圧が電極に印加されない該中間時間区分後に分析測定に必要な直流電圧（この場合はたとえば４５０ｍＶ）が印加され、その際に生じる直流電流（この場合は連続する５測定時点ＤＣ１〜ＤＣ５）が測定される。

図示した測定アルゴリズムの枠組みの中でＡＣ測定およびＤＣ測定（たとえば図６のスイッチ４１、５０によって制御）は狭い時間間隔で順々に実施される。しかしまた両方の測定のＤＣ成分およびＡＣ成分が電子手段によって分離される場合に同時測定も可能である。ＡＣ測定は、上述のように、領域補償に利用される。その結果は評価装置３４のＤＣ分析測定から所望の分析結果が算出される場合に考慮される。

分析結果の算出時の交流電流抵抗測定値の考慮は測定された濃度Ｃの決定を例にして以下のように説明できる：
−所定の直流電圧で分析測定時に測定された直流電流Ｉ_DCは有効電極構造領域の湿潤される部分領域Ａに比例する：
Ｉ_DC＝ｋ₁・Ａ・Ｃ
式中、Ｃは試料中の被分析体濃度であり、ｋ₁は比例定数である。
−湿潤領域Ａはアドミッタンスの絶対値に、つまり所定の交流電圧で測定される交流電流Ｉ_ACに比例する：
Ａ＝ｋ₂・Ｉ_AC
式中、ｋ₂は比例定数である。
−代入に続き、次式により求めている濃度を計算できる：
Ｃ＝Ｉ_DC／（ｋ₁ｋ₂Ｉ_AC）

つまり測定された交流電流抵抗測定値は、この簡単な例で、分析測定の枠組みの中で決定されたＤＣ電流値が補償測定の枠組みの中で測定された交流電流抵抗の絶対値で割られ、それによって各測定ごとに種々の湿潤領域の量が補償されることによって考慮される。

実際上、交流電流抵抗測定値の考慮は、好ましくは湿潤された部分領域の大きさ以外に別の影響因子、たとえば温度およびヘマトクリットならびに非線形関係を考慮する数値評価アルゴリズムの枠組みの中で行われる。その際に、たとえば全測定変数（observables）つまりＤＣ電流測定値、ＡＣ電流測定値および位相測定値が重みづけ係数で重みづけすることができ、（純経験的または現象学的に理由づけられた）関数関係の使用下に多重変数解析にかけることができる。このような方法により個別事例で重要な全ての影響因子、つまりこの場合は特に湿潤された領域Ａを考慮して評価を可能にする測定を利用して公知の濃度での因子が算出される。一方でこの種の方法が公知であり、他方では非常に大きい変数多様性で使用されるので、より詳しい説明は可能でもなければ必要でもない。本発明の枠組みの中で単に交流電流抵抗測定値が評価アルゴリズムの枠組みの中で湿潤された領域Ａの大きさに対する（間接的な）基準として使用されることが重要である。

図１０〜１２は複数の（図示した場合で６個の）バイオセンサ２を含む多重テストカード５５が使用される分析システム１の実施形態を示す。関連する分析装置３は、多重テストカード５５が分析装置３の中に挿入されるとき、全バイオセンサ２の対応するセンサコンタクト５との必要な接続を構築する多数の装置コンタクト６を有する。バイオセンサ２の試料適用表面１１とその下にある試験フィールド２０は、それぞれその下にあるバイオセンサが使用される前に引き抜くことができるそれぞれ保護箔５６によって覆われる。

図１１は、例としてテストカード５５のバイオセンサ２の電極構造１６を示す。図示した拡大部分は、電極構造１６の導体ストリップが極度に微細であることを暗示する。

図１２は、テストカード５５の好ましい多層構造を示す。支持層１５上に配置された６バイオセンサの電極構造１６は試験フィールド材料の細片５８によって覆われる。試験フィールド２０は好適に穿孔された凹部２１ａを有するプラスチック箔２１によって形成されるマスキング層２２によって制限される。

その上に任意選択のスペーサ箔５９があり、該スペーサ箔の凹部５９ａはプラスチック箔２１の凹部よりも大きい。スペーサ箔５９はさらにカバー層６０によって被覆され、該カバー層の凹部６０ａはスペーサ箔５９の凹部５９ａよりも小さい。前記の層順と前記の凹部の大きさ比とによって、試料適用表面１１上に適用された液体量が、その周縁部まで充填されるような大きさにあるとき、試液の過剰分を吸収するために用いられる層２１、６０のあいだの環状ギャップの形の毛管チャンバが生じる。この措置によって、試料適用表面１１が完全に覆われるだけでなく、それを超える過剰分があるような大きさの試液量が存在する適用事例に対してもバイオセンサの適用範囲が拡張される。

図１３は、それぞれ模式平面図で４つの生産段階Ａ〜Ｄの本発明に係るセンサテープ６２を示す。この生産段階は上述の図３から図５で行った説明に相当する：
−段階Ａで、支持層１５上に導電性被覆として電極材料が塗布される。
−段階Ｂで、導電性被覆の望ましくない部分が、たとえばレーザアブレーションによって除去され、それによって支持層１５上に相前後して配置されるバイオセンサ２の電極構造１６が形成される。Ｖで表した拡大部分は波形の第２導体１７ａ、１７ｂを備える好ましい電極構造の詳細を具示する。
−段階Ｃで、ここで６３で表した試験フィールド材料の適用が行なわれ、目的に応じて支持層の長手方向において途切れずに適用される。
−最後に段階Ｄで、マスキング層２２が適用され、該マスキング層の窓がセンサテープ６２のセンサ２の試料適用表面１１およびセンサコンタクト面５を解放する。

この種のセンサテープは分析装置内で巻き上げられたコイルの形態で貯蔵してかつ第２のコイルを利用して巻き上げることができる。試料がその試料適用表面１１上に適用される測定位置にセンサがあるようにそれぞれ工程ごとにセンサテープが輸送される。その際にセンサコンタクト５は、たとえばループコンタクトとして形成できる評価装置の好適なコンタクトと電気的に接続される。センサテープは公知であるため、より詳しい説明は不要である。しかしながら本発明は、一方でコスト的に好適であり、かつセンサテープの簡単な製造と、他方では利用者による簡単なハンドリングとを可能にするために、この関連性において特に有利である。

本発明に係る分析システムの構成要素の透視図である。 分析装置のホルダの中に位置決めされたバイオセンサを有する図１に相当する図である。 本発明に係るバイオセンサの平面図である。 本発明に係るバイオセンサの電極構造の平面図である。 図３のＶ−Ｖ線に沿った断面図の拡大した、実寸どおりではない模式図である。 本発明に適した電子ユニットの原理回路図である。 試験フィールド内への試液の侵入の３段階の原理透視図である。 試験フィールド内への試液の侵入中に得た２つの測定信号の時間的変化である。 領域補償測定と分析測定とを含む測定信号の時間的変化である。 多重テストカードを有する本発明に係る分析システムの透視図である。 図１０記載のシステムに適した電極構造の平面図である。 図１０記載のシステム用の多重テストカードの構造の透視展開図である。 センサテープの製造工程を説明するための４段階原理図である。

Claims (10)

1. 試液を分析するための電気化学バイオセンサ分析システム（１）であって、該システムが、
   ａ）支持層（１５）と、
   前記支持層（１５）上に配置され、それぞれの導体が交互に噛み合う少なくとも２本の電極（１７、１８）を備える電極構造（１６）と、
   前記支持層（１５）上に配置された試験フィールド（２０）と、
   試験フィールド（２０）の上側の、前記支持層（１５）から離間した試料適用表面（１１）と
   を備える使い捨てバイオセンサ（２）を有し、
   前記試験フィールド（２０）が前記電極構造（１６）を覆い、前記バイオセンサに適用された試液を吸収し得る材料からなる１または複数の層を含み、
   前記試験フィールドが、試液との反応により、所望の分析結果に特徴的で、前記電極構造の電極を用いる分析測定により測定される電気測定量の変化をもたらす試薬システムを含み、
   前記試液が前記試験フィールドの上方から前記試料適用表面に接触することにより、前記試料適用表面を通って前記試験フィールド内に浸透し、
   前記システムがさらに、
   ｂ）バイオセンサ（２）が測定位置に位置決めされ、測定ユニットに電気的に接続される間、１つのバイオセンサ（２）においてある時点で、前記測定量を測定する分析測定装置（３）と、
   測定された複数の前記測定量の値から所望の分析データを算出する評価ユニット（３４）と
   を備える分析装置（３）を備え、
   前記電極構造が、複数の導体ストリップによって形成され、前記電極構造が、試液によって湿潤可能の有効電極構造領域（２３）上に配置され、前記導体ストリップが、前記有効電極構造領域上で、一定の導電率と層厚を有する液体層での交流電流抵抗測定に関して均一になるように分配され、
   前記試液によって湿潤可能な有効電極構造領域（２３）が、前記試液が適用される試料適用表面と合同に設けられ、
   前記試料適用表面（１１）上に適用される試液の液滴が少なくとも前記試料適用表面（１１）の部分領域上に拡散され、かつ有効電極構造領域（２３）の対応する部分領域が湿潤されるように前記試験フィールドが形成され、
   前記分析装置が電極構造（１６）の２本の電極（１７、１８）間の交流電流抵抗測定値を領域補償測定として複数回測定するための交流電流抵抗測定装置（４８）を有し、測定された複数の前記交流電流抵抗測定値が、分析データの算出時に、有効電極構造領域（２３）の試液によって湿潤された部分領域の基準として使用され、
   前記複数の交流電流抵抗測定値が、複数の交流電流周波数で測定されることを特徴とする分析システム。
2. 分析システムが測定位置に位置決めされたバイオセンサ（２）の試験フィールド（２０）の温度を測定する温度測定装置（３１、３２）を有することを特徴とする請求項１記載の分析システム。
3. 分析装置（３）が、測定位置に位置決めされたバイオセンサ（２）の試験フィールド（２０）を加熱する加熱装置（１２）を有し、分析装置（３）が、試験フィールド（１１）を温度測定装置（３１、３２）および加熱装置（１２）を利用して所望の目標温度に温度調節するために電子温度調節回路を有することを特徴とする請求項１記載の分析システム。
4. 分析装置（３）が、試液中の各測定ごとに変化する赤血球成分の濃度によっておよび／または試験フィールド（２０）の温度変動によって発生し得る測定誤差を除去するために交流電流抵抗測定値を利用することを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載の分析システム。
5. バイオセンサ（２）が分析装置（３）のホルダ（４）の中へ挿入するために設けた挿入端部（１３）と、前記挿入端部（１３）に対向するハンドリング端部（１４）とを備えた長尺の試験ストリップとして形成されており、試験フィールド（１１）が挿入端部（１３）とハンドリング端部（１４）とのあいだにあることを特徴とする請求項１〜４のいずれか１項に記載の分析システム。
6. 支持層（１５）と、
   前記支持層（１５）上に配置され、それぞれの導体が交互に噛み合う少なくとも２本の電極（１７、１８）を備えた電極構造（１６）と、
   前記支持層（１５）上に配置され、前記電極構造（１６）を覆う試験フィールド（２０）と
   を備えるバイオセンサであって、
   前記試験フィールド（２０）が、前記バイオセンサに適用された試液を吸収し得る材料からなる１または複数の層を含み、
   前記試験フィールド（２０）が、前記支持層（１５）から離間した試験フィールド（２０）の上側に試料適用表面（１１）を備え、
   前記試験フィールドの上方の位置から前記試料適用表面上へ前記試液が適用されて接触することにより、前記試液が前記試料適用表面（１１）を通って前記試験フィールドに浸透し、
   前記試験フィールド（２０）が、試液との反応により、所望の分析結果に特徴的で、前記電極構造の前記少なくとも２本の電極を用いる分析測定により測定される電気測定量の変化を生ぜしめる該試薬システムを含み、
   前記試液が前記試験フィールドの上方から前記試料適用表面に接触することにより、前記試料適用表面を通って前記試験フィールド内に浸透し、
   前記電極構造（１６）の少なくとも２本の電極（１７、１８）がそれぞれ櫛状に形成され、第１導体（１７ａ、１８ａ）と、該第１導体から分岐して前記第１導体（１７ａ、１８ａ）の方向に対し横切る方向に延伸する第２導体（１７ｂ、１８ｂ）とによって形成され、かつ第２導体（１７ｂ、１８ｂ）が交互に噛み合い、
   前記電極構造が、複数の導体ストリップによって形成され、前記電極構造が、試液によって湿潤可能の有効電極構造領域（２３）上に配置され、前記導体ストリップが、前記有効電極構造領域上で、一定の導電率と層厚を有する液体層での交流電流抵抗測定に関して均一になるように分配され、
   前記試液によって湿潤可能な有効電極構造領域（２３）が、前記試液が適用される試料適用表面と合同に設けられることを特徴とする請求項１〜５のいずれか１項に記載の分析システム用のバイオセンサ。
7. 前記第２導体（１７ｂ、１８ｂ）が延伸する方向が、該第２導体の全長にわたって繰り返し変化することを特徴とする請求項６記載のバイオセンサ。
8. 試験フィールド（２０）の体積が試液の吸収時に拡大するように該試験フィールド（２０）の材料が膨潤性であることを特徴とする請求項６または７記載のバイオセンサ。
9. 試験フィールドが、本質的に血漿のみが電極構造（１０）に到達し、該電極構造を湿潤するように形成された試液から微粒子成分を分離する分離手段を含むことを特徴とする請求項６〜８のいずれか１項に記載のバイオセンサ。
10. バイオセンサ分析システムにより試液を分析する方法であって、
    該バイオセンサ分析システムが、
    ａ）支持層（１５）と、
    前記支持層（１５）上に配置され、それぞれの導体が交互に噛み合う少なくとも２本の電極（１７、１８）を備える電極構造（１６）と、
    前記支持層（１５）上に配置され、前記電極構造（１６）を覆う試験フィールド（２０）と、
    前記支持層（１５）から離間した試験フィールド（２０）の上側に試料適用表面（１１）とを備えた使い捨てバイオセンサ（２）を備え、
    前記試験フィールド（２０）が、前記バイオセンサに適用された試液を吸収し得る材料からなる１または複数の層を含み、
    前記試験フィールド（２０）が、試液との反応により、所望の分析結果に特徴的で、前記電極構造の電極を用いる分析測定により測定される電気測定量の変化をもたらす試薬システムを含み、
    前記試液が前記試験フィールドの上方から前記試料適用表面に接触することにより、前記試料適用表面を通って前記試験フィールド内に浸透し、
    前記電極構造が、複数の導体ストリップにより形成され、前記電極構造が、試液によって湿潤可能の有効電極構造領域（２３）上に配置され、前記導体ストリップが、前記有効電極構造領域上で、一定の導電率と層厚を有する液体層での交流電流抵抗測定に関して均一になるように分配され、
    前記試液によって湿潤可能な有効電極構造領域（２３）が、前記試液が適用される試料適用表面と合同に設けられ、
    前記バイオセンサ分析システムがさらに、
    ｂ）バイオセンサ（２）が測定位置に位置決めされ、測定ユニットに電気的に接続される間、１つのバイオセンサ（２）においてある時点で、前記測定量を測定するための分析測定装置（３）と、
    測定された複数の前記測定値の値から所望の分析データを算出するための評価ユニット（３４）と
    を有する分析装置（３）を備え、
    試料の液滴が少なくとも試料適用表面（１１）の部分領域にわたって拡散され、かつ有効電極構造領域（２３）の対応する部分領域が湿潤されるように該試料の液滴が上方から試料適用表面（１１）と接触させられ、
    湿潤された領域の大きさが本質的に変化しない時間間隔の範囲内で以下の測定：
    ａ）電極を利用して所望の分析結果に特徴的な電気測定量が測定される分析測定と、
    ｂ）電極構造（１６）の２本の電極（１７、１８）間で複数の交流電流抵抗測定値が測定される領域補償測定とが実施され、
    測定された複数の交流電流抵抗測定値が分析データの算出時に有効電極構造面（２３）の試液によって湿潤された部分領域の基準として使用され、
    前記複数の交流電流抵抗測定値が、複数の交流電流周波数で測定されることを特徴とする方法。

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