JPH03505516A - グルコース濃度決定のための方法、装置および測定セル組立品 - Google Patents

Abstract

(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるため要約のデータは記録されません。

Description

【発明の詳細な説明】 グルコース゛　のための　゛　　置および１支竺土且１ｊ この発明は皮下組織におけるグルコース濃度を連続的にもしくは断続的に決定す るための方法に関し、この方法はグルコースオキシダーゼの存在下で酸素による グルコースの酵素的な酸化を利用すること、測定セルによって酸素消費量もしく は過酸化水素生成量を決定することを含んで成る。

またこの発明は皮下組織におけるグルコース濃度を連続的にもしくは断続的に決 定するための装置に関し、同様にこの装置において好適に使用される測定セル組 立品、および血液中のグルコース濃度を連続的にもしくは断続的に調節する組立 品に関する。

さらに詳しくは、この発明は以下グルコースセンサとして説明される、たとえば 装着タイプのインシュリンポンプを制御するために使用される装置に関する。現 在、装着タイプのインシュリンポンプを使用している人の数はまだ限られている 。

−ｉ的にいって１日に１度か２度インシュリンを注入する昔からの方法はこれら の人々に満足のいく制御を提供することができない。現在の装着タイプのインシ ュリンポンプは血液中のグルコース濃度に依存してインシュリンを制御する可能 性を欠いている。信頼のおけるそして装着タイプのグルコースセンサは、これら の人々だけではなく他の糖尿病患者にとってもグルコース濃度をより良く、そし てより快適に制御できるであろうし、一般的にいって血液中のグルコース濃度に よってインシュリンなどの医薬が必要な人々にとってこのグルコースセンサは有 効な代替手段となろう。

いくつかの研究グループがグルコースセンサの開発に取組んでいる。これらの研 究グループのうちの１つは日本の大阪大学第１内科の５ｈｉｅｈｉｒｉのグルー プである。このグループは３日間皮下組織においてグルコース濃度の測定が可能 である。グルコースセンサの開発に成功した（　Ｄｉａｂｅｔｏｌｏｇｉａ２４ （１９８３）　　１７９−１８４、Ｂｉｏ＋ｉｅｄ、Ｂｉｏｅｈｉｍ、＾ｅｔａ 　４３（］、９８４）　、５６１−５６８、Ｄｉａｂｅｔ、ｅｓ　Ｃａｒｅ　９ 　（１９８６）２９８−３０１参照）、小さな針タイプのグルコースセンサは固 定化酵素グルコースオキシダーゼで被覆されたプラチナ電極から成っている。酵 素の存在下における酸素とグルコースの反応においては、生成されたＨ２Ｏ２が この電極によって測定され、存在するグルコースの量が測定される。　ｉｎ　ｖ ｉｔｒ。

で５．５ｍ　　ｍｏｌ／ｌグルコース溶液においてこの電極は１．２±０．４ｎ Ａの電流を与える。

電流はグルコース濃度と直線間係にあり、９０％のプラトー値を得るのに要する 時間は１６．２±６．２秒である。

最初の皮下における測定は犬を用いて行われ、応答は血液中における直接的な測 定に対して５−１５分の遅延を示した。電極の感度は９６時間の測定後、最初の 値の５７，４±７％まで徐々に減小した。この信号のロスは酵素の素早い破壊に よるものであり、したがって皮下に挿入されたセンサは少なくても３日毎に交換 されなければならない。

最終的には５ｈｉｅｈｉｒｉはセンサ、必要とされるインシュリンの注入速度を 計算するマイクロコンピュータおよび２本のシリンジの動力装置とから成る完全 な装着タイプの人工内分泌すい［Ｉ（１２Ｘ１５Ｘ６ｃｍ、４００ｇ）を開発し た。この装置は３日間にわたってＤｅｐｇｎｃｒｅａｔｉｚｅｄ犬の血液中のグ ルコース濃度を調整することが可能である。

５ｈｉｅｈｉｒｉは糖尿病患者の皮下組織における測定へと移った。皮下で測定 されたグルコース値は平均して血液で測定されたグルコース値よりも１０％低か ったが、６０−４００　ｍ　ｇ　／　ｄ　１のグルコースの範囲において優れた 相関関係がある。完成した人工すい臓は、自己開発皮下インシュリン注入アルゴ リズムを用いて、糖尿病患者において試験された。−人の患者の代表についての み言及されており、そこではグルコースはセンサによって２日間調整された。

他の研究グループはｌ：ｒｌａｎｇｅｌ　−Ｎｕｒｅｅａｂｅｒｇ大学の生理学 および心臓病学の研究所であり、Ｈｌにｅｓｓｌｅｒによって指導された。ここ で開発されたグルコースセンサ（Ｈｅｐａｔｏ　−ｇａｓｔｒｏｅｎｔｅｒｏｌ 。

３１（１９８４）　　２８５−２８８＞も、グルコースオキシダーゼによるグル コースの酵素的な転換を生成したＨ２０□を測定して機能する。この目的は３つ の膜によって被覆された全陽極を備えた電極を用いて行われた０分離膜はグルコ ース、ガスおよび無機イオンを透過するが、これらより大きな分子たとえば蛋白 質を透過せず、分離器として機能する。

この下に有る種の反応空間として作用する酵素膜が配置される。この中には固定 化された酵素グルコースオキシダーゼが含まれる。プロトン担体分子を結合した 封止脂肪親和性（１ｉｐｏｐｈｉｌｉｃ）膜は全陽極の最も近い位置に配置され る。分離膜を透過して拡散したグルコースは酵素の存在下酸素と反応し、Ｈ，Ｏ □を生成する。このＨｚ　Ｏｚは全陽極で酸化され、２つのプロトンを形成する 。これらはプロトンキャリアによって排除される。このセンサを用いてＫｅｓｓ ｌｅｒは麻酔をかけたラットの腹膜において測定を行った。彼は腹膜における測 定されたグルコース値と真の血液中グルコース値との間に優れた相関関係がある ことを見いだした。

この電極の寸法は記載されていないが人間に移植するのに適当な電極はまだ得ら れていない。

Ｋａｒｌｓｂｅｒｇ　（Ｇ　Ｔ　Ｒ）　　の糖尿病のための中央研究所”ＩＩ： ｅｒｈａｒｄｔ　Ｋａｔｓｃｈ”の＾、ＭｕｌｌｅｒとＰ、＾ｂｅｌ　もまたグ ルコースオキシダーゼ／　Ｈ２０２センサを得ている（　Ｂｉｏｍｅｄ、Ｂｉｏ ｃｈｉｓ、Ａｅｔａ　４３　（１９８４）　　５７７−５８４、Ｂｉｏｍｅｄ、 Ｂｉｏｃｈｉｍ、Ａｅｔａ　４５　（１９８６）　　７６９−７７７　）。ここ でも固定化酵素が電極（プラチナ）表面に固定されている。この固定化酵素はグ ルコースのセレクタである嫌水性および親水性膜にそれぞれかかつている。

この電極は最初の２４時間はグルコースの濃度に従ってたとえば０．０２−６． ８ｎＡの電流といった安定した信号を与える。これは長さ７ｃｍ、直径２−４ｍ ｍである。この電極は６匹の犬に移植され、グルコースが測定された。血液中お よび皮下でのグルコース濃度の割合は３３−７０％の間で変化した。この幅広い 値の他、失敗がたびたびおこりｉｎ　ｖｉｖｏにおけるよい測定結果は得られて いない。

現在までに開発されたｉｎ　ｖｉｖｏでの実験段階にすでに到達したすべてのグ ルコースセンサは、固定化酵素グルコースオキシダーゼを用いたシステムに基づ いている。このシステムは電極を小形化することができ、したがって全体として たやすく移植できるという長所をもっている。しかしながら重要な欠点は上記し たような状況では酵素は非常に短い期間においてのみ安定であり、したがって結 局たびたび（３−４日）電極を置換することが必要であるということである。ま た固定化の技法からそれぞれの電極は個々に測定されなければならないので安定 した信号を得るには１日を要するという欠点もある。

ＥＰ−Ａ０１３４７５８においてＢｏｍｂａｒｄｉｅｒｉは上記したセンサと同 様の原理から出発したグルコースセンサを記載している。このセンサにおいては セレクタは酵素グルコースオキシダーゼを固定化した膜である。彼は前記した研 究者とは異なり皮下のグルコースセンサを提供していないが、皮下組織から体外 へ低分子物質、特にグルコースを移送するなめに前記組織に挿入される長いおよ び／または多くの中空の糸を用いた潅流システムに接続している。この方法の利 点は酵素を固定化した膜を皮下においては何の手段も講じることなく、簡単に置 換できることである。たとえば５ｈｉｃｈｉｒｉの電極と比較したこの方法の欠 点は皮膚を切開して外科的に大きな中空の糸のパッケージが適用されるというこ とである。潅流システムが皮膚を貫通した場所は不可避的に炎症反応が起こるか ら中空の糸のパッケージは少なくとも２週間毎に取交えねばならず、その折りに は新しい外科的な処置が必要となる。したがってグルコース濃度を連続して決定 する装着タイプのセンサとしての彼の装置の利用度は大変限定される。

本発明の目的は、上記の欠点を解決した装着タイプのグルコースセンサを提供す ることであり、特に使用者自身によって簡単に適用でき、薬剤、たとえばインシ ュリンの投薬に基づいて連続的に信頼のおける測定結果が得られ、実際のグルコ ース濃度に応答して構成部材特に皮下に適用された部材を頻繁に交換することな く、グルコース濃度を調整できるグルコースセンサを提供することである。

この目的は冒頭の段落で定義された本発明の方法、すなわち溶解されたまたは測 定セルに到達する前に溶解されたグルコースオキシダーゼを含む潅流液は、一定 速度で供給管を介し、皮下組織に備えられたグルコースを透過する中空糸（Ｈｏ ｌｌｏｗＦｉｂｅｒ）を通過し、中空糸から気密排出管を介して体外に備えられ た測定セルを通過し、透析は、皮下でグルコースが局地的に拡がった（Ｌｏｃａ ｌｌｙｐｒｅｖａｉ　Ｉ　ｉｎｇ　）グルコース濃度に比例して皮下組織から中 空糸の壁を介して潅流液に移動して行われ、潅流液に受は取られたグルコースは 測定セルに到達する前に完全に酸化されることを特徴とする本発明の方法に従っ て達成される。

これに関連した本発明の好ましい実施態様では酸素消費量が測定され、作用電極 、電解物で満たされた電解物空間、参照電極を含んで成る測定セルが使用され、 潅流液はフロー要素（ＦｌｏｗＥｌｅｍｅｎｔ　）に備えられたフロー室（Ｆｌ ｏｗ　Ｃｈａｍｂｅｒ）を介して測定セルに移動し、前記フロー要素は中空糸か ら排出された潅流液の入口と潅流液の出口とを持ち、測定セルと酸素ガス透過膜 によって隔離されている。測定セルに関していえば、作用電極は金、銀などの貴 金属、好ましくはプラチナ製であり、参照電極は銀製であり、使用される電解物 はリン酸カリウム緩衝液、好ましくは０．５ＭＫ、ＨＰＯ，であり、使用する酸 素ガス透過性膜は嫌水性膜であり、好ましくはテフロン膜であり、参照電極に関 して約０．６Ｖの陽圧が作用電極にかけられる。

この発明に従う新しい装着グルコースセンサは選択器部分と検出器部分とから成 っている。

選択器部分すなわち潅流装置は、体内を循環する多くの物質からグルコースだけ を測定することを保証し、その量は検出器、すなわち測定セルによって決定され る。

選択器のために２つの膜と酵素グルコースオキシダーゼ（ＧＯＤ）が使用され、 使用される検出器は電気信号を与える電極である。

グルコースセンサの原理は知られており、下記の反応に基づく。

ＧＯＤ グルコース＋０２□グルコノ−δ−ラクトン＋Ｈ２Ｏ２電極は、電極にかかる電 圧に基づいて反応で残存する酸素の量または生成する過酸化水素の量を測定する 。

本発明のグルコースセンサに使用される選択器は、グルコースが皮下組織から中 空糸の壁を通って、グルコースと酸素の反応が酵素によって触媒される透析液に 拡散する皮下透析段階を含む潅流装置である。この皮下透析段階は、Ｂｏｍｂａ ｒｄ　ｉｅｒ　ｉを除き、公知のグルコースセンサにはない。しかしＢｏｍｂａ ｒｄｉｅｒｉについても、潅流装置での非固定化酵素による反応段階を欠いてい る。

透析段階は、信頼性のある酵素反応を基礎とするグルコースセンサには下記の理 由から必要と思われる。

（１）酸素濃度（水または体液に飽和）は、生理的グルコース濃度を酵素によっ て完全に転換するには充分ではない。１００　ｍ　ｇ　／　ｄ　１もしくはそれ 以上のグルコース濃度では、酸素濃度はすてに０であり、グルコースはもはや測 定できない。

したがって、グルコース濃度を測定液中の酸素濃度に関連させて希釈しなければ ならない。これは本発明による短い中空糸を使用する皮下透析装置によってのみ 達成される。本発明による短い中空糸の使用によって、針という手段を用いて使 用者自身によって簡単に用いることができるという付加的な利点が得られる。

（２）酵素ＧＯＤは、３７℃、連続的測定において高い分解（ｂｒｅａｔｄｏｗ ｎ　）率を有する。したがって毎日もしくは２日毎に新しい酵素を使用する必要 がある。これは本発明による透析装置を用いれば、皮下に適用された構成部材の 置換を必要としないので簡単に行うことができる。

本発明の様々な変形では、たとえば体外に設置され、固形体の酵素の潅流液（こ こでは酵素は溶解されている）への自動的な供給を保証する酵素計量装置が使用 される。このようにして分解に関する問題は簡単に解決され、かつ間の酵素の交 換なしに、たとえば少なくとも２箇月半使用できる。

本発明の他の変形においては、使用する潅流液で満たされた貯蔵器は体外に設置 され、潅流液で満たされた新しい貯蔵器と簡単に１換することができる。

前記したように本発明によれば、好ましくは酸素消費量を測定する。これは使用 される酵素の品質に課せられる厳重な要件が少ない点で利点がある。もしグルコ ースセンサが生成する過酸化水素の量の測定に基づくなら、過酸化水素の分解を 触媒する酵素カタラーゼと痕跡が測定の精度に悪い影響を与える。しかしながら 、酸素消費量を測定するときに、カタラーゼの存在は好ましく、したがってこの 発明のいくつかの変形においてはグルコースオキシダーゼとカタラーゼの両方を 含む潅流液を使用する。過酸化水素生成量の測定に伴う第２の問題は、生成され た過酸化水素を含む透析液は直ちに電極に接触するので、透析液に含まれる他の 物質が測定に妨害効果を持つかもしれないということである。この最後に指摘し た欠点は、特別な膜たとえば特別なセルロースエステル膜を使用することによっ て多分取除かれるかもしれないが、透析液と電極とを過酸化水素のみを透過させ 、完全に分けるということは理解しがたいことである。酸素消費量を測定するな ら透析液は電極からガスのみを透過する、たとえばテフロン膜などの膜を用いて 完全に分けられ、測定は定義された電解物たとえば０．５Ｍ　　Ｋ２ＨＰＯ，で あるリン酸カリウム緩衝液中で行うことができる。

本発明の方法の変形では体外に備えられた貯蔵器から潅流液は気密供給管、好ま しくはポリエチレン製の気密供給管を通じて供給され、または大気透過供給管、 好ましくはテフロンまたはシリコンゴム製の大気透過供給管を通じて供給され、 測定セルを通過した後、同様に体外に備えられた排出器に排出されることを特徴 とする。

このような方法ではたとえば使用される貯蔵器から供給される潅流液は、中空糸 を通過した後で測定セルを通過する前に体外でグルコースオキシダーゼと接触す る生理的食塩水である。

このような方法では好ましくは貯蔵器から供給される潅流液は生理的食塩水中の グルコースオキシダーゼ溶液である。潅流液は生理的食塩水１ｍｌにつき少なく とも０．０５ｍｇ、好ましくは少なくとも０．１０ｍｇのグルコースオキシダー ゼを含み、さらに好ましくは１ｍｌにつき０．２００．４０ｍｇのグルコースオ キシダーゼを含む。

潅流液のフロー速度は好ましくは０．１−１．０ｍ１７／時間であり、最も好ま しくは０．２−０゜４ｍＮ／時間である。

本発明の方法のさらに好ましい変形では、使用される潅流液の循環は、使用され る潅流液が酵素グルコースオキシダーゼとカタラーゼとを溶解状態で含む生理的 食塩水であり、潅流液は測定セルを通過した後、少なくとも大気透過部分を含む 装置を介して中空系に戻り、潅流液は測定セルを通過する前または後に体外に備 えられた、新しいグルコースオキシダーゼとカタラーゼを潅流液に溶解させる酵 素計量装置を通過することで特徴付けられる。

測定セルを通過した後、潅流液は大気透過供給管、好ましくはテフロンもしくは シリコンゴム製の大気透過供給管を介して中空糸に戻ることが望ましい。さらに 好ましくは潅流液は生理的食塩水１ｍｌにつき少なくとも０．０５ｍｇ、好まし くは少なくとも０．１０ｍｇのグルコースオキシダーゼと少なくとも０．０５ｍ ｇ、好ましくは少なくともＯ’、１０ｍｇのカタラーゼを含み、最も好ましくは 潅流液は１ｍｌにつき０．２０−０．４０ｍｇのグルコースオキシダーゼと０． ２０−０゜４０ｍｇのカタラーゼを含む。

透析段階で必要とされる中空糸はグルコースを通過させなければならない。約１ ０ｋＤの分子量カットオフ値を持つセルロースエステル（たとえばセルロースア セデート）の中空糸を使用することが好ましい。しかしながら他の材質、ポリス ルホン、またはアクリル共重合体く八ｍ１ｃｏｎ）製の中空糸も有用である。好 ましいセルロース糸は厚く傷つきやすいへｍ１ｃｏｎ糸よりもより強くより柔軟 であり、体に簡単に挿入することができる。

大きさについては、使用する中空糸は内径１゜０−５００μｍ、好ましくは１２ ０−２００μｍ、外径１３０−５５０　ｕ、　ｍ、好ましくは１５０−２５０μ ｍ、長さ０．１−３ｃｍ、好ましくは０゜５　２．５ｃｍである。また供給およ び排出管の性質は重要ではなく、ともがく排出管が気密性であればよい、気密管 の場合にボエチレン管は好ましく、大気透過供給管の場合にテフロンまたはシリ コンゴムの管は好ましい。

これらのサイズについては供給および排出管は内径０．２　０．６ｍｍ、好まし くは０．２５−０．３５ｍｍ、外径０．４　１．０ｍｍ、好ましくは０．６−０ ．８ｍｍである。

中空糸とフロー室との間の気密排出管の長さは素早い応答を得るために可能な限 り短くすることが好ましい、中空糸とフロー室との間の気密排出管は１〜１０ｃ ｍ、好ましくは１〜５ｃｍである。

フロー要素については、高い精度を持つグルコースセンサに接触し、使用される フロー室が実質的には役に立たない空間が生じないような大きさ、形、潅流液の 入口および出口の位置を持つことが好ましい、潅流液から酸素（または過酸化水 素）透過膜によって隔離された作用電極のさらされた（ｅｘｐｏｓｅｄ　）表面 は、潅流液の流れの方向に横切った（　ｔｒａｎｓｖｅｒｓｅ　）位置でもよい し、潅流液の入口の開口部と一直線となってもよく、−直線の開口部と作用電極 のさらされた表面との距離は好ましくは５ｍｍよりも少なく、もつと好ましくは １ｍｍよりも小さい。

使用するとしても潅流液のための貯蔵器の性質は重要ではなく、もし運転装置（ ポンプ）を用いるならば、ポンプに含まれた潅流液はそれに接続された供給管に 一定速度で押し出される。使用される排出器は好ましくはプラスチックバックで ある。

酵素計量装置を使用する変形もある。これによって装置はグルコースセンサ中の 酵素（グルコースオキシダーゼおよびカタラーゼ）の濃度を、完全な閉回路を用 いて一定に保つことができ、この目的は、より長期にわたって皮下グルコースレ ベルの信頼のおける連続的な測定を、センサにおける交換なしに可能にすること である。

開回路センサの場合は、酵素を含む潅流液を備えた貯蔵器を使用者は２日毎に交 換しなければならないが、一方の閉口路センサにおいては酵素計量装置はこの仕 事を自動的に行うことができ、前記装置は生理学的過程において分解した酵素を 補充できる。

酵素計量装置に関しては他の変形が考え得る。

（ａ）ＩＩ−溶解錠剤 酵素（グルコースオキシダーゼとカタラーゼ）は悪影響を及ぼさない適切な補薬 を用いて錠剤とでき、錠剤は活性成分（この場合は酵素）を溶媒にゆっくりと溶 かし出す、異なった溶解曲線（ｒｅｌｅａｓｅ　ｐｒｏｆｉｌｅ）を持つ錠剤が 既に知られており、酵素の溶解のために適用することができる。

潅流液を循環させる貯蔵器に適切な酵素−溶解錠剤を入れることによって、長期 間にわたって酵素の濃度をそのままにしておくことができる。新しい錠剤を決め られた時間に貯蔵器に溶解させる機械的な装置も考え得る。

（ｂ）中空糸装置 潅流装置に溶解させた酵素は、中空糸によっても影響を受ける。グルコースオキ シダーゼの分子量は１１９０００であり、約１０００００の分子量カットオフ値 を持つ中空糸を選ぶことによって、酵素をこれを通じてゆっくりと拡散させるこ とができる。酵素は中空糸の外の閉鎖された空間に固形体で含まれており、潅流 液は中空糸を通って流れている。分子量のカットオフ値と糸の長さは時間毎に潅 流装置に溶解させる酵素の量を決定する。

これらの最適化のあと、酵素濃度を一定に保つ受動的な溶解装置が形成される。

閉装置（潅流液循環）においても貯蔵器を潅流液のために使用できる。貯蔵器と 酵素計量器は好ましくは１つの構成部材にされる。

この発明は、連続的もしくは断続的に皮下組織におけるグルコース濃度を決定す るための装置の中でさらに具体化され、 グルコースを透過する中空糸、 潅流液のための供給管、 潅流液のための気密排出管および、 潅流液中の酸素もしくは過酸化水素の量を測定するための測定セルによって特徴 付けられる。

このような装置はさらに、貯蔵器に含まれている潅流液を、貯蔵器に接続された 供給管を介して、一定速度で中空糸を通過させる装置を備えた、潅流液のための 貯蔵器、使用された潅流液のための排出器によって特徴付けられ、もし必要であ れば潅流液は貯蔵器に含まれ、該液は生理的食塩水中のグルコースオキシダーゼ 溶液から成り、またはさらに潅流液のための大気透過供給管、酵素計量装置、一 定速度で潅流液を循環させるポンプ、もし必要であれば固形体の酵素グルコース オキシダーゼとカタラーゼの酵素計量装置に含まれる供給手段、およびもし必要 であれば、生理的食塩水中の酵素グルコースオキシダーゼとカタラーゼ溶液から 成る潅流液によって特徴付けられる。

この発明はこの装置に好適に使用される測定セル組立品（ａｓｓｅｍｂｌｙ　） に具体化され、これは、酸素ガス透過膜によって測定セルから隔離することので きるフロー室と接続する潅流液のための入口と出口とを含む潅流液のための適切 なフロー要素と同様に、作用電極、電解質空間および参照電極を含む測定セルに よって特徴付けられる。

この発明はさらに連続的もしくは断続的に血液中のグルコース濃度を調整するた めの組立品に具体化され、インシュリンなどの薬剤を血液中に投与する調節でき る注入装置、測定セルの測定値および適合する検量線に基づいて特徴的な重要な 因子が数学的なモデルの中に含まれているアルゴリズムの手段によって皮下組織 におけるグルコース濃度を計測し、供給すべき薬剤の量を決定し１組織および／ または血液中のグルコース濃度を予め定められた値内に保つような方法で注入装 置をコントロールする計測および調整装置と同様に、皮下組織におけるグルコー ス濃度を連続的もしくは断続的に決定する先に定義した装置によって特徴付けら れる。好ましくは計算ユニットは体内のグルコース濃度が極端な場合および不充 分な（ｆａｉｌｕｒｅ）な場合のための警告機能を持つ、また計算ユニットは記 憶濃度のカーブとインシュリン供給のカーブを監視し、同じ物をローカルメモリ に蓄え、同じ物を外部装置の指示に従って他のデータプロセス装置に移動する２ 次的な仕事を持つことができる。

次にこの発明を添付した図面および実施した実験の記載を参照して説明する。図 面において、第１図は本発明に従う装着タイプのグルコースセンサの概略断面図 、 第２図は本発明に従う測定セル組立品の概略断面図、 第３図は針にマウントされたポリアクリレート製の中空糸の概略断面図、 第４図は潅流液が循環する本発明に従う装着タイプのグルコースセンサの概略的 な説明図、第５図−第１３図はｉｎ　ｖｉｔｒｏおよびｉｎ　ｖｉｖｏの実験結 果をプロットしたグラフである。

第１図に概略的に示すようにこの発明に従う皮下組織におけるグルコース濃度を 連続的に決定するための装置は皮膚（１）の下に適用される中空糸（２）を含み 、該中空糸は気密供給管（３）および気密排出管（４）を介して体外に設置され る構成部材に接続されている。供給管（３）は潅流液のための貯蔵器（５）に接 続でき、装置（ｄｅｖｉｃｅ）　　（７）は貯蔵器に含まれる潅流液を供給管を 介して一定の速度で中空糸を通過させるために備えられたポンプ６によって動作 される。供給管（４）はフロー要素（８）の潅流液入口に接続でき、これの潅流 液出口は管（９）を介して使用された潅流液のための排出器（１０）に接続され る。フロー要素（８）は電極とも呼ばれる測定セル（１１）に接続し、該測定セ ルはポテンショスタット（１２）に接続している。

勿論第１図に示した物思外の変形も可能である。

たとえば、供給管および排出管は異なった場所で皮膚を通過する必要はな（、ま た中空糸が単一の方向にのみ延びている必要もない。輪にした中空糸を使用する 場合、供給および排出目的には皮膚の穴１つで充分であり、体内における接着剤 による接続（ｇｌｕｅｄ　ｊｏｉｎｔ）　　は避けることができ、ともかく人の 動きによって中空糸にかかる緊張を避けることができる。

第２図に概略的に示すように、測定セル］−１は、ガラス、プラスチックなどの 隔離ジャケラ）〜（１４）によって参照電極（１５）から隔離された作用電極（ １３）を含んでおり、前記参照電極（１５）はたとえばエポキシ樹脂などを用い て隔離ジャケット（１４）に付着している。作用電極は好ましくはプラチナ線か ら成り、その作用表面は先端に限られる。参照電極は奸才しくは銀スリーブ（ｓ ｌｅｅｖｅ）から成り、電極空間（１６）はぎざぎざが付いている（ｍｉｌｌｅ ｄ　ｏｕｔ）。作用電極および参照電極は被覆された導線（１７）および（１８ ）を介して個々にポテンショスタット（第２図では図示していない）に接続され ている。参照電極はたとえばガラスまたはプラスチック製の隔離ジャケット（１ ９）に囲まれている。第２図に示したように参照電極の外表面すべてを被覆する 必要はない。測定セルの一端には作用電極の露出した作用表面（２０）と、電解 質空間（］６）が備えられ、参照電極は好ましくはガラスまたは堅いプラスチッ ク製の隔離ジャゲット（２１）に囲まれ、その外径はフロー要素〈８）（第２図 においては概略的に図示）がこの隔離ジャケット（２１）に適当に押されるよう にフロー要素の大きさに適合される。酸素ガスを透過し、液体を透過しない、ま たは過酸化水素を透過する、フロー要素に備えられた潅流液のためのフロー室を 測定セルがら隔離する膜は、好ましくはたとえば酸素電極の場合はテフロン製の 隔離膜（２２）であり、フロー要素が測定セルの方向に進むとジャケット（２１ ）とフロー要素（８）との間に囲才れる０作用電極、参照電極、電解物で満たさ れている電解物空間は、中空糸からの潅流液が通過するフロー室として言及した フロー要素の空間から、隔離されている。

一方、膜は測定セルに固定した部材であってもよく、浸漬法によって適用されて もよい。酸素電極の場合はガスのみを透過するものであれば、どのような嫌水性 膜であってもよい。第２図に示したように実験で使用した小形測定セルの最も重 要な大きさは、すなわち長さが約２３ｍｍであり、直径は約５ｍｍである。

この発明に従う装置はたとえばへｍ１ｃｏｎ中空糸のように直径５００−１２０ ０μｍ、好ましくは９００−１１００μｍの、第３図に示すように針にマウント される中空糸を含んでもよく、直接皮膚の下に挿入できる。第３図に示された針 の上の中空糸は、供給管（２３）、排出管（２４）、シリコンバタフライ（２５ ＞、二重−ルーメン外部管＜２６）、ポリスルホン中空糸（２７）、潅流液の方 向転換の地点（２８＞　（ｔｕｒｎｉＢ　ｐｏｉｎｔ）および針先（２９）を含 んで成る。

しかしながら、外径１５０−２５０μｍのセルロースエステルの中空糸を用いる ことが好ましく、好ましくは下記に示すようにして使用される。まず最初に中空 糸を適当な場所に置く。この後最初の方法に従って皮下注射針（１，２０Ｘ４０ ｍｍ）を皮膚を通じて皮下の太った組織、好ましくは腹部（苦痛を感じにくい感 覚器官）のどこかに挿入し、これに続いて釘の先端を内側から外側に再び通過さ せる。このようにして導管が形成され、これを通して供給管（３）、中空糸（２ ）、排出管（４）から成る管が、中空糸が針の中に入るまで（供給および排出管 はたとえば接着剤を用いて中空糸に堅く固定されている）引かれる。それから中 空糸と供給および排出管の少しの部分が体内に残るように針を回収する。結局他 の構成部材は体の外で接続される。２つ目の方法に従えば、針を含んでいるカテ ーテルが皮膚を通過して皮下の太つた組織を通り、続いて針が引き抜かれる６輪 にした中空糸をカテーテルに導入し、適当な位置に置き、さらされた状態で皮下 組織に輪にした中空糸が残るようにカテーテルを遠くまで押し戻す。

皮下透析を可能にするためには一定の速度、好ましくは０．３ｍｌ／時間で潅流 液を供給管を介して中空糸を通過させる。貯蔵器５に含まれている潅流液は好ま しくは生理的食塩水中の酵素グルコースオキシダーゼ溶液であり、たとえば１ｍ ｌにつき０．２５ｍｇのＧＯＤを含んでいる溶液である。

皮下の太った組織に存在するグルコースは中空糸の壁を通じて潅流液に分散し、 潅流液中で酵素に触媒されるグルコースと酸素との反応が起こる。

潅流液は、中空糸（２）の他の側に接着された排出管（４）を介して、体外に設 けられた小形化された酸素電極に排出され、ここで酵素反応で残った酸素の量が 決定され、電気信号に変えられる。

それから透析液はバッグ（１０）に排出される。

電極は被覆された２−核ケーブルを介してポテンショスタット（１２）に接続さ れ、このポテンショスタットは電極に一定の電圧（−０，６Ｖ）をかけ、酸素に よる電流の強さを測定する。

詳細には記載しないが他の変形は、潅流液とする生理的食塩水と、酵素を含む反 応空間とを組合わせた使用であり、該空間は体外において排出管（４）ど酸素電 極（１１）との間に（ｉえられている。中空糸（２）において組織からグルコー スを受は取った潅流液を排出管（４）を介してこの独立した反応空間を通過させ ることによって、潅流液が酸素電極に到達する前に所望の反応が起こることを同 様に保証することができる。この変形では付加的な構成部材、すなわち酵素を含 んでいる独立した反応空間が必要であるが、酵素が体外にとどまるので有用であ る。

酸素に特異な測定セルは参！ｌ！電極に対して作用電極に０．６Ｖの１圧をかけ て得られる。それから作用電極の電子は膜を通過する酸素を還元する。

ポテンショスタットを用いて測定される電流の強さは酸素１度に比例し、電流計 で読み取られる。

ポテンショスタットは好ましくは、バッテリによる、そしてデジタルとアナログ （目的を決定するための実験の場合）出力を備えた携帯用装置である。

第４図はこの発明の好ましい具体例を示し、ここでは潅流液は第１図に示した具 体例のように貯蔵器から排出器とは運ばれず、循環する。同一の参照符号で言及 される構成部材についてはすでに第１図に関連して説明した。携帯用ポンプ〈３ ０）は所望のように潅流液を循環させるために備えられでいる４、長期間使用で きるように、新しい酵素グルコースオキシダーゼヒカタラーゼを固形体の形で自 動的に放ち、そし−ここれらの酵素を潅流液中で溶解させ、もし必要であれば空 気にさらす（ｄｅａｅｒａｄｉｏｎ）酵素計量装！＜３１）を備えている。

カタラーゼの存在下ではグルコース酸化で生成されｔ・過酸化水素が素早く分解 するけれども、酵素の活性が低下することは避けられない、連続的または規則的 に新しい酵素を補充することによって、潅流液中の酵素活性を、吸収されたグル コースすべてを素早く完全に酸化するには充分とすることができる。

勿論中空糸を通過する潅流液は常に同一の酸素濃度を持つ必要があるので、フロ ー要素（８）を通過した後、中空糸（２）を通過する前のどこかで酸素を補充す る。この目的からこの装置の一部には少なくとも１つの大気透過構成部材がある べきであり、潅流液は大気から飽和濃度に達するまで酸素を吸収することができ る。これは大気透過供給管（３）、フロー要素（８）と酵素計量装置（３１）と の間の大気透過管、および／または装Ｗ（３１）とポンプ（３０）との間の大気 透過管によって大変単純な方法で実現できる。

下記に記載した実験においては、他は記載しないが、内径０．２９ｍｍ、外径０ ．６９ｍｍのポリエチレン製の供給および排出管、ｌ０ｋＤの分子量カットオフ 値＜ＭＷＣＯ）を持つ、内径（乾燥状！＞１５０μｍ±１５μｍ、外径（乾燥状 態）約１８６μｍのけん化セルロースエステル（ＳＣＥ）製の中空糸を使用し、 排出管の長さは約１゜５ｃｍである。

匡二回コ１１ この実験では、水または既知濃度のグルコース溶液を含む容器の中に、１０ｍｍ 長さの中空糸を交替につるしてグルコースセンサを試験した６グルコース溶液（ ＧＯＤ　　０．１５１ｍｇ／ｍｌ　＞を１．０５ｍ１／時間の速度で中空糸を通 過させた。

ポテンショスタットに接続された記録計の記録から下記の因子が引き出された。

結　　果 （以下余白） グルコース１００ｍ　　／ｃＲ： １　２　３　　平均　＋／−標準偏差 （勾配） （秒） グルコース２００ｍ　　　ｄｉ　ニー １　２　３　４　　平均　＋／−標準偏差勾配　１１．６１５，２１４．８１３ ．５１３．７８　＋／−１，６２″　　５２．５５１．。４６．７３６．５４６ ．６８　＋７−　７．２、（バート） ｔ９０％ ２２８　　］、８０　１９２　１４４　　１８６　　　　＋／−５（秒） グルコース３０Ｃ）匹４乙些Ｌ １２３４５６７　　平均　＋／−標準偏差勾配　１８，２１９．０１８．０２３ ．０２２．４１．８，６２０．２１９．９　＋／−２，４０振　　５９．５６□ 、８６８．４５７．８６０．２６４．３６５．。、、３゜／−３，６８くバート ） ｔ９０％　１９２　２５２　３３６　１２０　１８０　４２０　１８０　２４０ 　　、／−１０５グルコース４００ｍｇ／ｄｆ １　２　３　　平均　＋／−標準偏差 勾配　２１，８２４．３２６，６２４．２３　＋／−２，４０振れ　８４，５８ ４，０８１．０８３．＋７　＋／−１８９ｔ９０％　４６８　１５６　１９２　 ２７２　　　＋／−１７１すべての場合において、応答時間（ｔｒｅｓ）　　は １分以上かからなかった。応答時間は水がグルコース溶液によって置換されたと きから、記録計が振れ始めるまでに要する時間である。ｔ　　９０％は、前者の ときから記録計の振れが９０％のプラトー値に達するまでに要する時間である。

センサ応答の勾配（ｓｌｏｐｅ）　　は、振れが増加するときの速度を示す。

第５図はグルコース濃度と記録計の振れとの関係を示す６第６図はグルコース濃 度と勾配との関係を示し、第７図は振れと勾配との関係を示す。

第５図から明らかなように、濃度と振れとの間には直線関係がある。このことは 濃度０〜４００ｍ　ｇ　、／　ｄ　１の範囲でグルコースセンサは直線的に作動 し、したがってこの範囲においてはセンサの信号は、グルコース濃度の計量とな る。

第６図によれば、グルコース濃度とセンサ応答との勾配どの間にも直線関係があ る。実際のところ濃度が高くなると勾配の決定が難しくなるので、問題となる標 準偏差（ＳＤ）が大きくなる。

ｉｎ　ｖｉｖｏ測定ではグルコースセンサは充分に応答が速く、グルコース濃度 を計算するためにプラトー値が使えるのでこれは役目を果たさない。第７図に示 すように、振れと増加する勾配との間にもまた直接的な比例関係がある。このこ とは、プラトーを調整するようなレベルでは、勾配が適当な測定手段であること を意味する。

０〜４００　ｍ　ｇ　／　ｄ　ｌまでの範囲の濃度ではグルコースセンサは直線 的な信号を与える。これは勾配とプラトー値の両方にあてはまる。

ｉｎ　　ｖｉｖｏ　　実験 （Ａ＞健康な試験物に対する長期間試験記　　録 第１日日、健康な試験物に中空糸（長さ１．５ｃｍ）を挿入する。何日か後にも 体内でセンサが機能するかどうかを知るために測定は第６日日に開始する。これ は、たとえば潅流液が集められ、中空糸に戻らない開回路測定に関する。

ポンプ、螺動ポンプ（ｐｅｒｉｓｔａｌｔｉｃ　ｐｕｍｐＭｉｎｉｐｕｌｓ　　 Ｕ　） 潅流速度、０．３ｍｌ／時間 酵素濃度、０．１５ｍｇ／ｍｆｆ１ しばらく基本のグルコースレベルを記録した後、グルコースを試験物に経口的に 投与する（ｔ　＝　Ｏ）。

Ｙｅｌｌｏｗ　Ｓｐｒｉｎｇｓを用いて血糖値を監視し、センサはグルコースを 皮下的に連続して測定する（第８図、第９図および第１０図）。

第６日、１００ｇのグルコースを経口的に投与第７日、５０ｇのグルコースを経 口的に投与第９日、７５ｇのグルコースな経口的に投与第８図、第９図および第 １０図から、皮下組織におけるグルコースレベルの上昇は、血液における上昇よ りも約５分遅れることがわかる。下降も約５分遅れて始まる。グルコースセンサ 自身は１分よりも少ない応答時間を持つので、すなわち観察される遅延は主に生 理的な効果によるものである。さらにグルコース濃度が低下する間、皮下組織に おけるグルコースレベルは、血液におけるレベルよりも上にあることがわかる。

この観察の説明は、インシュリンは最初血流中に伝搬されなければならず、その 後肝臓によるグルコースの放出を阻止するという事実にある。これは血糖値は減 少するという結果となる６インシユリンは血液から細胞外液に拡散し、その後グ ルコース吸収を加速するように細胞を刺激する。このことは皮下組織における減 少が、血液における減少がより遅く始まりより速いことを説明する。

試験の終わりには細胞外液〈皮下的）と血液の平衡が再び調整され、２つの区画 の濃度は突貫的に同一とされる。

したがってこのグルコースセンサは３日間にわたって皮下の過程を適切に監視す ると思われる。

観察は生理学的に説明できるものである。注目すべき点は、糖尿病く関連部分参 照）と比べて非糖尿病試験物における血中での変化と皮下での変化との間のかな りわずかな遅延である。これは個々の違いによるかもしれないが、非定常状態に おける生理学的範囲での血管内および血管外のグルコース濃度の違いは、高血糖 値を示す病気の糖尿病患者よりも小さいという事実に基づくものでもある。

第９日の実験後、中空糸は損傷をおきていない状態で体から簡単に取り除がれる 。腹部の小さな赤く刺激された個所だけが、挿入の場所を記すものである。

（Ｂ）健康な試験物の予備検査の相関性プロット 記録 １００ｇのグルコースを６の健康な試験物に経口的に２日間続けて投与する。こ の経口グルコース耐性テストの間、血糖値が測定され、さらに皮下のグルコース 濃度がグルコースセンサて゛監視される。酵素を含む貯蔵器はポンプ（Ｂｒａｕ ｒ＋　Ｖｌ　）によって排出される１０ｍ１の注射器である。潅流液は集められ るので回路は閉じてはいない。

潅流速度、０．３ｍｌ／時間 酵素濃度、０．１．５ｍｇ／ｍＮ 糸の長さ、１５ｍｍ 曲線の降下部分と同様に上昇部分の皮下および血糖値をともにプロットする（第 １１図）。得られたグラフは、血液とセンサ値の間の相関性を示している（ｒ＝ ０．８８０７、ｎ＝１３５）、異なった場所間の拡がりは、共反応が起こらない 両区画の間の生理的遅延を示している。

（Ｃ）ｌ！尿病患者の予備試験 朝患者は朝食をとったが、インシュリンを注射しなかったので、テストは高い血 糖値で始まる。

皮下糠漬をグルコースセンサで記録後（血糖とＹｅｌｌｏｗ　Ｓｐｒｉｎｇｓで 照合）、１＝０、インシュリンを投薬し、グルコースレベルの低下を監視する。

これらの実験では、再使用のため潅流液が貯蔵器（プラスチック容器）に戻る、 完全な閉回路を用いる。排出管は潅流液の酸素濃度を回復させるために、大気透 過膜（テフロン）を用いて貯蔵器４ご接続さｈ−る。生成された過酸化水素を除 くために、潅流液にカタラーゼも添加される。

潅流速度、０　３−］、、２ｍＮ　７時間糸の長さ、１．５　ｍｍ 酵素濃度、０．３ｍｇ／”ｍｌ　　（ＧＯＤとカタラーゼ） 第１２図に上記実施例の記録を示し、ここではセンサの信号がいくぶん遅れて降 下することを保証する生理的な遅延と同様に、降下部分が明らかに観察できる。

この生理的な遅延は、１１人の糖尿病患者で５−２０分異なっている。

１１人のすべての糖尿病３者の曲線降下部分のグルコース値を再び図形（第１３ 図）に−緒にプロットする。血液とセンサ値の相関性は０．９４５０であり、セ ンサは糠漬をすばらしく監視していることがわかる。

りノ［コースづＸ足　　（ｍｇ／ｄｉ）グルコ−７１度　　（ｍｇ／ｄｉ） Ｔルコース儂戻　（ｍｇ／ｄｉ） グルコースｉｕ　　（ｍｇ／ｄｌ１ 度下をンプ値　　［ｍｇ／ｄｉ］ り゛ルコース１尾（ｍｇ／ｄ１　） グツしｊ−スづ１声Ｌ　　　Ｔｍｑ／ｄｌｌｌ之下１ニレブイＪ　　　（ｍｇ／ ｄｌ１国際調査報告 ｗ−−ｅａ−ｍＡ師１’ｃａｍｅｎｏ、　　　　ＰＣＴ／ＮＬ　８Ｂ１０００３ ９国際調査報告 Ｓ＾　　　２４４７８ 国際調査報告 ＮＬ　８８０００３９ Ｓ＾　　　２４４７８

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １、酵素グルコースオキシダーゼの存在下、酸素によるグルコースの酵素的酸化 を使用することを含み、測定セルによって酸素消費量もしくは過酸化水素生成量 を決定し、溶解されたまたは測定セルに到達する前に溶解されたグルコースオキ シダーゼを含む灌流液は、一定速度で供給管を介し、皮下組織に備えられたグル コースを透過する中空糸を通過し、中空糸から気密排出管を介して体外に備えら れた測定セルを通過し、透析は、皮下でグルコースが局地的に拡がつたグルコー ス濃度に比例して皮下組織から中空糸の壁を介して灌流液に移動して行われ、灌 流液に受け取られたグルコースは測定セルに到達する前に完全に酸化されること を特徴とする連続的もしくは断続的に皮下組織におけるグルコース濃度を決定す る方法。 ２、酸素消費量を測定することを特徴とする請求項１の記載の方法。 ３、使用される測定セルが作用電極、電解物で満たされた電解物空間および参照 電極を含んで成り、灌流液はフロー要素に備えられたフロー室を介して測定セル を通過し、前記フロー室は中空糸から排出された灌流液の入口と灌流液の出口と を備え、かつ測定セルと酸素ガスを透過する膜によつて隔離されていることを特 徴とする請求項２記載の方法。 ４、貴金属好ましくはプラチナの作用電極および銀の参照電極を使用し、使用さ れる電解物がリン酸カリウム緩衝液、好ましくは０．５ＭＫ２ＨＰ０４、使用す る酸素ガスを透過する膜がテフロン膜であり、参照電極に関して約０．６Ｖの陰 圧が作用電極にかけられることを特徴とする請求項３記載の方法。 ５、灌流液が体外に備えられた貯蔵器から密封供給管好ましくはポリエチレン製 の密封供給管または大気透過供給管好ましくはテフロンもしくはシリコンゴムの 大気透過供給管を介して供給され、測定セルを通過した後、体外に備えられた排 出器に排出されることを特徴とする請求項１−４記載の方法。 ６、貯蔵器から供給される使用される灌流液は中空糸を通過した後、測定セルを 通過する前に体外でグルコースオキシダーゼと接触する生理的食塩水であること を特徴とする請求項５記載の方法。 ７、貯蔵器から供給され使用される灌流液が生理的食塩水中のグルコースオキシ ダーゼ溶液であることを特徴とする請求項５記載の方法。 ８、灌流液が生理的食塩水１ｍｌにつき少なくとも０．０５ｍｇ、好ましくは少 なくとも０．１０ｍｇのグルコースオキシダーゼを含むことを特徴とする請求項 ７記載の方法。 ９、灌流液が１ｍｌにつき０．２０−０．４０ｍｇのグルコースオキシダーゼを 含んでいることを特徴とする請求項７記載の方法。 １０、使用される灌流液が溶解状態の酵素グルコースオキシダーゼおよびカタラ ーゼを含む生理的食塩水であり、灌流液は測定セルを通過した後、少なくとも１ つの大気透過部分を含む装置を介して中空糸に戻り、測定セルを通適する前もし くは後に灌流液は体外に備えられている酵素計量装置を通過し、この装置では灌 流液に新しいグルコースオキシダーゼとカタラーゼを溶解させることを特徴とす る請求項２−４記載の方法。 １１、灌流液は測定セルを通過した後、大気透過供給管好ましくはテフロンもし くはシリコンゴム製の大気透過供給管を介して中空糸に戻ることを特徴とする請 求項１０記載の方法。 １２、灌流液は１ｍｌの生理的食塩水につき少なくとも０．０５ｍｇ好ましくは 少なくとも０．１０ｍｇのグルコースオキシダーゼおよび少なくとも０．０５ｍ ｇ、好ましくは少なくとも０．１０ｍｇのカタラーゼを含むことを特徴とする請 求項１０もしくは１１記載の方法。 １３、灌流液は１ｍｌにつき０．２０−０．４０ｍｇのグルコースオキシダーゼ および０．２０−０．４０ｍｇのカタラーゼを含むことを特徴とする請求項１０ もしくは１１記載の方法。 １４、約１０ｋＤの分子量カットオフ値を持つセルロースエステルの中空糸を使 用することを特徴とする請求項１−１３記載の方法。 １５、内径１００−５００μｍ、好ましくは１２０−２００μｍ、外径１３０− ５５０μｍ、好ましくは１５０−２５０μｍ、長さ０．１−３ｃｍ、好ましくは ０．５−２．５ｃｍの中空糸を使用することを特徴とする請求項１−１４記載の 方法。 １６、ポリスルホンもしくはアクリル共重合体の中空糸を使用することを特徴と する請求項１−１３記載の方法。 １７、内径５００−１２００μｍ、好ましくは９００−１１００μｍの中空糸を 使用することを特徴とする請求項１６記載の方法。 １８、使用される気密排出管がポリエチレン管であることを特徴とする請求項１ −１７記載の方法。 １９、供給および排出管の内径が０．２−０．６ｍｍ、好ましくは０．２５−０ ．３５ｍｍ、外径が０．４〜１．０ｍｍ、好ましくは０．６−０．８ｍｍである ことを特徴とする請求項１−１８記載の方法。 ２０、中空糸とフロー室との間の気密排出管の長さが１−１０ｃｍ、好ましくは １−５ｃｍであることを特徴とする請求項１−１９記載の方法。 ２１、フロー室の灌流液の入口が作用電極のさらされた表面の向かい側もしくは 蓬横ぎつた側に備えられ、互いに酸素透過膜によって隔離されている入口端面と 作用電極のさらされた表面との距離が５ｍｍよりも少なく、好ましくは１ｍｍよ りも小さいことを特徴とする請求項１−２０記載の方法。 ２２、使用されるフロー室が実質的に使用しない空間を生じないような大きさ、 形、灌流液入口および出口の位置を持つことを特徴とする請求項１−２０記載の 方法。 ２３、灌流液がフロー速度０．１−１．０ｍｌ／時間、好ましくは０．２−０． ４ｍｌ／時間で通過することを特徴とする請求項１−２２記載の方法。 ２４、グルコース透過中空糸、灌流液のための供給管、灌流液のための気密排出 管および灌流液中の酸素もしくは過酸化水素の量を測定するための測定セルを特 徴とする皮下組織における連続的もしくは断続的なグルコース測定のための装置 ２５、貯蔵器に含まれる灌流液を一定速度で貯蔵器に接続する供給管を介して中 空糸を通過させるための装置を備えている灌流液のための貯蔵器、および使用す る灌流液のための貯蔵器によって特徴付けられる請求項２４記載の装置。 ２６、貯蔵器に含まれる灌流液は生理的食塩水中のグルコースオキシダーゼ溶液 から成ることを特徴とする請求項２５記載の装置。 ２７、灌流液のための大気透過供給管、酵素計量装置、および一定速度で灌流液 を循環させるためのポンプによって特徴付けられる請求項２４記載の装置。 ２８、固体状態での酵素グルコースオキシダーゼおよびカタラーゼの酵素計量手 段に含まれる供給手段によつて特徴付けられる請求項２７記載の装置。 ２９、灌流流は生理的食塩水中の酵素グルコースオキシダーゼおよびカタラーゼ 溶液から成ることを特徴とする請求項２８記載の装置。 ３０、測定セルは作用電極、電解室空間および参照電極を含んで成り、酸素ガス 透過膜によつて測定セルから隔離することができるフロー室に通じている灌流液 の入口と出口とを含んで成る適合するフロー要素を備えることによつて特徴付け られる請求項２４−２９記載の装置。 ３１、作用電極は貴金属、好ましくはプラチナ製および参照電極は銀製であるこ とを特徴とする請求項３０記載の装置。 ３２、電解室空間がりン酸カリウム緩衝液好ましくは０．５ＭＫ２ＨＰＯ４で満 たされていることを特徴とする請求項３０または３１記載の装置。 ３３、酸素ガス透過膜が嫌水性膜好ましくはテフロン製の膜であることを特徴と する請求項３０−３２記載の装置。 ３４、フロー室の灌流液の入口が作用電極のさらされた表面の向かい側もしくは 横ぎつた側に備えられ、互いに酸素透過膜によつて隔離されている入口端面と作 用電極のさらされた表面との距離が５ｍｍよりも少なく、好ましくは１ｍｍより も小さいことを特徴とする請求項３０−３３記載の装置。 ３５、使用されるフロー室が実質的に使用しない空間を生じないような大きさ、 形、灌流液入口および出口の位置を持つことを特徴とする請求項３０−３４記載 の装置。 ３６、約１０ｋＤの分子量カットオフ値を持つセルロースエステルの中空糸を使 用することを特徴とする請求項２４−３５記載の装置。 ３７、内径１００−５００μｍ、好ましくは１２０−２００μｍ、外径１３０− ５５０μｍ、好ましくは１５０−２５０μｍ、長さ０．１−３ｃｍ、好ましくは ０．５−２．５ｃｍの中空糸を使用することを特徴とする請求項２４−３６記載 の装置。 ３８、ポリスルホンもしくはアクリル共重合体の中空糸を使用することを特徴と する請求項２４−３５記載の装置。 ３９、内径５００−１２００μｍ、好ましくは９００−１１０μｍの中空糸を使 用することを特徴とする請求項３８記載の装置。 ４０、使用される気密排出管がポリエチレン管であることを特徴とする請求項２ ４−３０記載の装置。 ４１、供給および排出管の内径が０．２−０．６ｍｍ、好ましくは０．２５−０ ．３５ｍｍ、外径が０．４〜１．０ｍｍ、好ましくは０．６−０．８ｍｍである ことを特徴とする請求項２４−４０記載の装置。 ４２、中空糸とフロー室との間め気密排出管の長さが１−１０ｃｍ、好ましくは １−５ｃｍであることを特徴とする請求項２４−４１記載の装置。 ４３、測定セルは作用電極、電解室空間および参照電極を含んで成り、酸素ガス 透過膜によつて測定セルから隔離することができるフロー室に通じている灌流液 の入口と出口とを含んで成る適合するフロー要素を備えることによつて特徴付け られる請求項２４−４２記載の装置に使用されるために適合した測定セル組立品 。 ４４、作用電極は貴金属、好ましくはプラチナ製および参照電極は銀製であるこ とを特徴とする請求項４３記載の測定セル組立品。 ４５、電解室空間がリン酸カリウム緩衝液好ましくは０．５ＭＫ２ＨＰ０．４で 満たされていることを特徴とする請求項４３または４４記載の測定セル組立品。 ４６、酸素ガス透過膜が嫌水性膜ましくはテフロン製の膜であることを特徴とす る請求項４３−４５記載の測定セル組立品。 ４７、フロー室の灌流液の入口が作用電極のさらされた表面の向かい側もしくは 横ぎつた側に備えられ、互いに酸素透過膜によつて隔離されている入口端面と作 用電極のさらされた表面との距離が５ｍｍよりも少なく、好ましくは１ｍｍより も小さいことを特徴とする請求項４３−４６記載の測定セル組立品。 ４８、使用されるフロー室が実質的に使用しない空間を生じないような大きさ、 形、灌流液入口および出口の位置を持つことを特徴とする請求項４３−４７記載 の測定セル組立品。 ４９、請求項２４−４２記載の皮下組織における連続的もしくは断続的グルコー ス濃度決定装置、インシュリンのような薬剤を血液中に投与する調節できる注入 装置、測定セルの測定値および適合する検量線に基づいて、特徴的な重要な因子 が数字的モデルの中に含まれている、アルゴリズムの手段によって皮下組織にお けるグルコース濃度を計算し、供給すべき薬剤の量を決定し、グルコース濃度は 組織および／または血液中において予め定められる値内にとどまるように注入装 置を制御する計算および調整装置を特徴とする連続的または断続的に皮下のグル コース温度を調整するための測定セル組立品。