JPS62261341A - グルコ−ス濃度測定用体内留置型センサ− - Google Patents
グルコ−ス濃度測定用体内留置型センサ−Info
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- JPS62261341A JPS62261341A JP61105702A JP10570286A JPS62261341A JP S62261341 A JPS62261341 A JP S62261341A JP 61105702 A JP61105702 A JP 61105702A JP 10570286 A JP10570286 A JP 10570286A JP S62261341 A JPS62261341 A JP S62261341A
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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。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
この発明は、グル］−スＩＡ度測定用体内留置型ピンリ
°−１さらに詳しくｌよ、グルコースオキシダーゼを触
媒としてグルコースより産出される過酸化水素を電気分
解η”る際に生じる電流により血液中などのグルコース
濃度を測定する体内留置型のレン号−【・二関する。
°−１さらに詳しくｌよ、グルコースオキシダーゼを触
媒としてグルコースより産出される過酸化水素を電気分
解η”る際に生じる電流により血液中などのグルコース
濃度を測定する体内留置型のレン号−【・二関する。
従来の技術°どその問題点
上記のようなグル７１−ス濃度測定用体内留置望センナ
−として、本発明者らは、電（４４反応部としての先端
部およびリード線接続部としての後端部を除いて絶縁処
理された陽極が円筒状の１！２極の中に通されて固定さ
れており、陽極の先端部表面に過酸化水素透過性の親水
性半透膜、固定化されたグルコースオキシダーぜおよび
グルニ１−ス・酸素・過酸化水素）Δ過性の親水性半透
膜が順次積層されているものを提案した（特開昭５７−
１６９６６８号参照）。この種のセンサーは、大または
動物の診断、治療の際に皮下や血管内に挿入して使用さ
れるが、センサー表面における体液蛋白の吸着や血栓の
形成により被測定物質の膜中拡散が減少して使用中に感
度が急激に劣化するため、長時間の連続使用に耐えない
という問題がある。そこで、本発明省らは、さらにこれ
を改良して、十記のグルコース・酸素・過酸化水素透過
性の親水性半透膜の表面にポリビニルアルコ−ル被膜が
形成されているものを提案した（特開昭（３０−２４２
８３５号参照）。このヒレ１ノーの場合、表面にポリビ
ニルアルコール被膜が形成されているので、センサー表
面における体液蛋白の吸着や血栓の形成が抑制され、し
たがって、使用中の感度の劣化が小さく、艮１１ｈ間の
連続使用が可能になった。しかしながら、強度の点から
グルコース・酸素・過酸化水素透過性の親水性半透膜（
たとえばポリウレタン膜など）を厚り１゛る必要がある
ため、応答性に問題があり、出力が真の測定１ぽＩに近
い値になるまでの応答ｆｆ、’を間が艮い。第２図の曲
線（Ａ）はグルコース濃度のわかっている被検液（ｐＨ
７，１の１／１５Ｍリン酸緩衝液にグルコースを溶かし
てＩ Ｑ Ｏｍ９−Ｇｌｕ／ｄ／にしたもの）に上記の
センナ−を入れたときの出力曲線を示しており、ピンサ
ーの出力が真の測定値の９０％になるまでの応答時間＜
Ｔａ ）ＧＥＬ約５５分である。したがって、グルコー
ス濃度の変化がセンサーの出力にあられれるまでに時間
がかかり、グルコース濃度の測定結果にらどづいて体内
にインスリンまたはグルカゴンを注入づるようにした人
工膵臓などに使用する場合に問題がある。
−として、本発明者らは、電（４４反応部としての先端
部およびリード線接続部としての後端部を除いて絶縁処
理された陽極が円筒状の１！２極の中に通されて固定さ
れており、陽極の先端部表面に過酸化水素透過性の親水
性半透膜、固定化されたグルコースオキシダーぜおよび
グルニ１−ス・酸素・過酸化水素）Δ過性の親水性半透
膜が順次積層されているものを提案した（特開昭５７−
１６９６６８号参照）。この種のセンサーは、大または
動物の診断、治療の際に皮下や血管内に挿入して使用さ
れるが、センサー表面における体液蛋白の吸着や血栓の
形成により被測定物質の膜中拡散が減少して使用中に感
度が急激に劣化するため、長時間の連続使用に耐えない
という問題がある。そこで、本発明省らは、さらにこれ
を改良して、十記のグルコース・酸素・過酸化水素透過
性の親水性半透膜の表面にポリビニルアルコ−ル被膜が
形成されているものを提案した（特開昭（３０−２４２
８３５号参照）。このヒレ１ノーの場合、表面にポリビ
ニルアルコール被膜が形成されているので、センサー表
面における体液蛋白の吸着や血栓の形成が抑制され、し
たがって、使用中の感度の劣化が小さく、艮１１ｈ間の
連続使用が可能になった。しかしながら、強度の点から
グルコース・酸素・過酸化水素透過性の親水性半透膜（
たとえばポリウレタン膜など）を厚り１゛る必要がある
ため、応答性に問題があり、出力が真の測定１ぽＩに近
い値になるまでの応答ｆｆ、’を間が艮い。第２図の曲
線（Ａ）はグルコース濃度のわかっている被検液（ｐＨ
７，１の１／１５Ｍリン酸緩衝液にグルコースを溶かし
てＩ Ｑ Ｏｍ９−Ｇｌｕ／ｄ／にしたもの）に上記の
センナ−を入れたときの出力曲線を示しており、ピンサ
ーの出力が真の測定値の９０％になるまでの応答時間＜
Ｔａ ）ＧＥＬ約５５分である。したがって、グルコー
ス濃度の変化がセンサーの出力にあられれるまでに時間
がかかり、グルコース濃度の測定結果にらどづいて体内
にインスリンまたはグルカゴンを注入づるようにした人
工膵臓などに使用する場合に問題がある。
発明の目的
この発明の目的は、上記の問題を解決し、感度の劣化が
少なく、しかも応答ｔ’ｌの良いグルコース潤度測定用
体内留置型センサーを提供覆ることにある。
少なく、しかも応答ｔ’ｌの良いグルコース潤度測定用
体内留置型センサーを提供覆ることにある。
問題点を解決するための手段
この発明によるグルコースｃＪ度測定用体内９１首！Ｖ
ｌ ｆ２ンリーは、電極反応部としての先Ｇ＝：部Ｊ３
よびリード線接続部としての後端部を除いて絶縁処理さ
れｌ；陽極が円筒状の陰極の中に通されて固定されてＪ
５す、陽極の先端部表面に過酸化水素透過性の親水性゛
１り透膜、固定化されたグルコースＡキシダーピ、酢酸
セルロース膜、グルコース・酸素・過酸化水素透過性の
親水性半透膜およびポリビニルアルコール被膜が順次積
層されていることを特徴と１６ものである。
ｌ ｆ２ンリーは、電極反応部としての先Ｇ＝：部Ｊ３
よびリード線接続部としての後端部を除いて絶縁処理さ
れｌ；陽極が円筒状の陰極の中に通されて固定されてＪ
５す、陽極の先端部表面に過酸化水素透過性の親水性゛
１り透膜、固定化されたグルコースＡキシダーピ、酢酸
セルロース膜、グルコース・酸素・過酸化水素透過性の
親水性半透膜およびポリビニルアルコール被膜が順次積
層されていることを特徴と１６ものである。
作 用
固定化されたグルコースオキシグーゼとグルコース・酸
素・過酸化水素透過性の親水性半透膜の間ト：形成され
た酢酸セルロース膜により強度がｌｆ＋］−トするため
、この親水性半透膜を薄くすることができる。このため
、グルコースの拡散が速やかになり、応答性が良くなる
。
素・過酸化水素透過性の親水性半透膜の間ト：形成され
た酢酸セルロース膜により強度がｌｆ＋］−トするため
、この親水性半透膜を薄くすることができる。このため
、グルコースの拡散が速やかになり、応答性が良くなる
。
実 施 〃ｌ
第１図はグルコース濃度測定用の別状体内留置型センサ
ーを示し、このセンサーは、筒状の銀・塩化銀電極（陰
極）（’ｌ）とその中に通された白金電極（陽極） （
２）とを備えている。
ーを示し、このセンサーは、筒状の銀・塩化銀電極（陰
極）（’ｌ）とその中に通された白金電極（陽極） （
２）とを備えている。
陽＋！（２）の電極反応部としての先端部（２ａ）Ｊ３
Ｊ、びリード線接続部としての後端部を除く部分は、絶
縁塗料（３）により絶縁処理されている。陰極（１）と
陽極（２）は接着剤（１２）で固定され、両者の後端部
にはプラスチック製の柄（４）が固定されている。陽極
先端部（２ａ）の表面には過酸化水素透過性の親水性半
透膜としての１％二酢Ｆｉｔ＝ルロース膜（５）が積層
され、その表面には固定化されたグルコースオキシダー
ゼ膜（６）が積層されている。さらに、グルコースオキ
シダーゼ膜（６）、二酢酸セルロース膜（５）および陰
極（１）の表面には５％二酢Ｆｉ！セルロース膜（７）
が積層されており、その表面にグルコース・酸素・過酸
化水素透過性の親水性半透膜としてのポリウレタン膜（
８）が積層され、ざらにその表面にポリビニルアルコー
ル被膜（９）が積層されている。なお、この被膜（９）
は、セン４ｊ−の少なくとも体内に入る部分の表面に形
成される。また、陰極（１）Ｊｊよび陽極（２）の後端
部は、絶縁処理されたリード線（１０） （１１）に
それぞれ接続されている。
Ｊ、びリード線接続部としての後端部を除く部分は、絶
縁塗料（３）により絶縁処理されている。陰極（１）と
陽極（２）は接着剤（１２）で固定され、両者の後端部
にはプラスチック製の柄（４）が固定されている。陽極
先端部（２ａ）の表面には過酸化水素透過性の親水性半
透膜としての１％二酢Ｆｉｔ＝ルロース膜（５）が積層
され、その表面には固定化されたグルコースオキシダー
ゼ膜（６）が積層されている。さらに、グルコースオキ
シダーゼ膜（６）、二酢酸セルロース膜（５）および陰
極（１）の表面には５％二酢Ｆｉ！セルロース膜（７）
が積層されており、その表面にグルコース・酸素・過酸
化水素透過性の親水性半透膜としてのポリウレタン膜（
８）が積層され、ざらにその表面にポリビニルアルコー
ル被膜（９）が積層されている。なお、この被膜（９）
は、セン４ｊ−の少なくとも体内に入る部分の表面に形
成される。また、陰極（１）Ｊｊよび陽極（２）の後端
部は、絶縁処理されたリード線（１０） （１１）に
それぞれ接続されている。
センサーの６膜（５）（６）（７）（８）（９）は、た
とえば次のにうにして形成される。
とえば次のにうにして形成される。
まず、陰極（１）と陽極（２）を上記のように固定した
ものを１％二酢酸ヒルロース（イーストマンコダック社
製）液に漬け、これを取出して乾燥のためにアセトン蒸
気にざらず。再び、これを１％二酢Ｍセルロース液に漬
け、取出してアセトン蒸気にさらす。次に、これに１０
％グルコースオキシダーゼ（グルコースオキシダーゼ
タイプ■、商標、シグマ社製）０．１μｌを滴下し、風
乾する。次に、これに５％電顕用グルタルアルデヒドｏ
、ｉｍを滴下し、風乾する。次に、これを５％二酢酸セ
ルロース液に漬け、取出してアセトン蒸気にさらす。次
に、これを８％ポリウレタン（バラブレン２２３、商標
、日本ポリウレタン社製）液に潰Ｇ−Ｊ 、取出して風
乾する。次に、これを水冷生理食塩水に潰【ノ、取出し
て風乾する。そして、これを２％ポリビニルアルコール
（徂合度約８０００、放射線手合したもの、別注品）液
に漬け、取出して風乾する。
ものを１％二酢酸ヒルロース（イーストマンコダック社
製）液に漬け、これを取出して乾燥のためにアセトン蒸
気にざらず。再び、これを１％二酢Ｍセルロース液に漬
け、取出してアセトン蒸気にさらす。次に、これに１０
％グルコースオキシダーゼ（グルコースオキシダーゼ
タイプ■、商標、シグマ社製）０．１μｌを滴下し、風
乾する。次に、これに５％電顕用グルタルアルデヒドｏ
、ｉｍを滴下し、風乾する。次に、これを５％二酢酸セ
ルロース液に漬け、取出してアセトン蒸気にさらす。次
に、これを８％ポリウレタン（バラブレン２２３、商標
、日本ポリウレタン社製）液に潰Ｇ−Ｊ 、取出して風
乾する。次に、これを水冷生理食塩水に潰【ノ、取出し
て風乾する。そして、これを２％ポリビニルアルコール
（徂合度約８０００、放射線手合したもの、別注品）液
に漬け、取出して風乾する。
過酸化水素透過性の親水性半透膜どしての二酢酸ピルロ
ース膜（５）の二酢酸セルロースの好ましい濃度範囲は
、０．５〜３％である。また、二酢酸ヒルロース膜（７
）の二酢酸セルロースの好ましい濃度範囲は、２〜７．
５％である。ポリウレタン膜（８）のポリウレタンの好
ましい濃度範囲は、４・〜１５％である。ポリビニルア
ルコール被膜（９）のポリビニルアルコールの好ましい
濃度範囲は、０．５〜５％である。ポリビニルアルコー
ルの平均重合度は、約ｉ ｏｏｏ以上が望ましい。ポリ
ビニルアルコールのケン化率は、望ましくは８５％以上
、ざらに望ましくは９７％以上、最も望ましくは１００
％である。また、ポリビニルアルコール被膜（９）は、
たとえばヘパリンのような血液凝固防止剤を含有するし
のであるのが望ましい。 。
ース膜（５）の二酢酸セルロースの好ましい濃度範囲は
、０．５〜３％である。また、二酢酸ヒルロース膜（７
）の二酢酸セルロースの好ましい濃度範囲は、２〜７．
５％である。ポリウレタン膜（８）のポリウレタンの好
ましい濃度範囲は、４・〜１５％である。ポリビニルア
ルコール被膜（９）のポリビニルアルコールの好ましい
濃度範囲は、０．５〜５％である。ポリビニルアルコー
ルの平均重合度は、約ｉ ｏｏｏ以上が望ましい。ポリ
ビニルアルコールのケン化率は、望ましくは８５％以上
、ざらに望ましくは９７％以上、最も望ましくは１００
％である。また、ポリビニルアルコール被膜（９）は、
たとえばヘパリンのような血液凝固防止剤を含有するし
のであるのが望ましい。 。
上記のセンリーーは、皮下または静脈内に挿入して使用
される。このとき、センサーの体内に入る部分の表面に
ポリビニルアルコール被膜（９）が形成されているので
、センリー表面における体液蛋白の吸着や血栓の形成が
抑制される。したがって、使用中の感度の劣化が小さく
、長時間の連続使用が可能である。また、グルコ−スオ
キシダーゼ膜（６）とポリウレタン膜（８）の四に二酢
酸セルロース膜（７）が形成されていることにより強度
が向上するため、ポリウレタンＩＩＡ（８）を薄くする
ことができる。
される。このとき、センサーの体内に入る部分の表面に
ポリビニルアルコール被膜（９）が形成されているので
、センリー表面における体液蛋白の吸着や血栓の形成が
抑制される。したがって、使用中の感度の劣化が小さく
、長時間の連続使用が可能である。また、グルコ−スオ
キシダーゼ膜（６）とポリウレタン膜（８）の四に二酢
酸セルロース膜（７）が形成されていることにより強度
が向上するため、ポリウレタンＩＩＡ（８）を薄くする
ことができる。
このため、グルコースの拡散が速やかになり、応答性が
良く、応答時間が短くなる。第２図の曲線（Ｂ）は前と
同じ被検液にこの実施例のセンサーを入れたときの出力
曲線を示している。
良く、応答時間が短くなる。第２図の曲線（Ｂ）は前と
同じ被検液にこの実施例のセンサーを入れたときの出力
曲線を示している。
これより、センサ”−の応答時間（Ｔｂ ）は約１分で
あり、従来のセンサーの応答時ｆｆｆｌ（Ｔａ）よりか
なり短くなっていることがわかる。
あり、従来のセンサーの応答時ｆｆｆｌ（Ｔａ）よりか
なり短くなっていることがわかる。
なお、この発明によるセン１ノーは、生体から採取した
血液などの生体成分を体外において測定するような場合
にも同等の効果を発揮する。
血液などの生体成分を体外において測定するような場合
にも同等の効果を発揮する。
発明の効果
この発明のグルコース濶度測定用体内留防型ヒン号−に
よれば、表面にポリビニルアルコール被膜が形成されて
いるので、セン１ノ一表面における体液蛋白の吸着や血
栓の形成が抑制され、したがって、使用中の感度の劣化
が小さく、長時間の連続使用が可能になり、ざらに固定
化されたグルコースオキシダーゼとグルコース・酸素・
過酸化水素透過性の親水性半透膜の間に酢酸セルロース
膜が形成されているので、応答性が良く、応答時間が短
くなる。
よれば、表面にポリビニルアルコール被膜が形成されて
いるので、セン１ノ一表面における体液蛋白の吸着や血
栓の形成が抑制され、したがって、使用中の感度の劣化
が小さく、長時間の連続使用が可能になり、ざらに固定
化されたグルコースオキシダーゼとグルコース・酸素・
過酸化水素透過性の親水性半透膜の間に酢酸セルロース
膜が形成されているので、応答性が良く、応答時間が短
くなる。
第１図はこの発明の実施例を示す組状体内留置型センサ
°−の中間省略縦断面図、第２図は従来のセンサーと第
１図のセンサーの出力曲線を示すグラフである。 （１）・・・銀・塩化銀電極（陰極）、（２）・・・白
金電極（陽ＶＭ）、（２ａ）・・・先端部、（５）・・
・二酢酸セルロース膜、（６）・・・グルコースオキシ
ダーゼ膜、（７）・・・二酢酸セルロース膜、（８）・
・・ポリウレタン膜、（９）・・・ポリビニルアルコー
ル被膜。 以 上
°−の中間省略縦断面図、第２図は従来のセンサーと第
１図のセンサーの出力曲線を示すグラフである。 （１）・・・銀・塩化銀電極（陰極）、（２）・・・白
金電極（陽ＶＭ）、（２ａ）・・・先端部、（５）・・
・二酢酸セルロース膜、（６）・・・グルコースオキシ
ダーゼ膜、（７）・・・二酢酸セルロース膜、（８）・
・・ポリウレタン膜、（９）・・・ポリビニルアルコー
ル被膜。 以 上
Claims (1)
- 電極反応部としての先端部（２ａ）およびリード線接続
部としての後端部を除いて絶縁処理された陽極（２）が
円筒状の陰極（１）の中に通されて固定されており、陽
極（２）の先端部（２ａ）表面に過酸化水素透過性の親
水性半透膜（５）、固定化されたグルコースオキシダー
ゼ（６）、酢酸セルロース膜（７）、グルコース・酸素
・過酸化水素透過性の親水性半透膜（８）およびポリビ
ニルアルコール被膜（９）が順次積層されていることを
特徴とするグルコース濃度測定用体内留置型センサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61105702A JPS62261341A (ja) | 1986-05-07 | 1986-05-07 | グルコ−ス濃度測定用体内留置型センサ− |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61105702A JPS62261341A (ja) | 1986-05-07 | 1986-05-07 | グルコ−ス濃度測定用体内留置型センサ− |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62261341A true JPS62261341A (ja) | 1987-11-13 |
Family
ID=14414695
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61105702A Pending JPS62261341A (ja) | 1986-05-07 | 1986-05-07 | グルコ−ス濃度測定用体内留置型センサ− |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPS62261341A (ja) |
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0368855A (ja) * | 1989-08-09 | 1991-03-25 | Nikkiso Co Ltd | 酵素センサー |
| JPH03158750A (ja) * | 1989-11-15 | 1991-07-08 | Nikkiso Co Ltd | 酵素センサー |
| WO1991015993A1 (en) * | 1990-04-19 | 1991-10-31 | The University Of Kansas | Implantable glucose sensor |
| JP2012213640A (ja) * | 2005-12-28 | 2012-11-08 | Abbott Diabetes Care Inc | 分析物モニタリング |
| US10219728B2 (en) | 2005-12-28 | 2019-03-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring: stabilizer for subcutaneous glucose sensor with incorporated antiglycolytic agent |
-
1986
- 1986-05-07 JP JP61105702A patent/JPS62261341A/ja active Pending
Cited By (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0368855A (ja) * | 1989-08-09 | 1991-03-25 | Nikkiso Co Ltd | 酵素センサー |
| JPH03158750A (ja) * | 1989-11-15 | 1991-07-08 | Nikkiso Co Ltd | 酵素センサー |
| WO1991015993A1 (en) * | 1990-04-19 | 1991-10-31 | The University Of Kansas | Implantable glucose sensor |
| US5165407A (en) * | 1990-04-19 | 1992-11-24 | The University Of Kansas | Implantable glucose sensor |
| JP2012213640A (ja) * | 2005-12-28 | 2012-11-08 | Abbott Diabetes Care Inc | 分析物モニタリング |
| US10219728B2 (en) | 2005-12-28 | 2019-03-05 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring: stabilizer for subcutaneous glucose sensor with incorporated antiglycolytic agent |
| US11439326B2 (en) | 2005-12-28 | 2022-09-13 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring: stabilizer for subcutaneous glucose sensor with incorporated antiglycolytic agent |
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