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JP3394262B2 - 小体積インビトロ被検体センサー - Google Patents

小体積インビトロ被検体センサー

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JP3394262B2
JP3394262B2 JP53504698A JP53504698A JP3394262B2 JP 3394262 B2 JP3394262 B2 JP 3394262B2 JP 53504698 A JP53504698 A JP 53504698A JP 53504698 A JP53504698 A JP 53504698A JP 3394262 B2 JP3394262 B2 JP 3394262B2
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electrode
analyte
sensor
working electrode
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ヘラー、アダム
ジェイ． フェルドマン、ベンジャミン
セイ、ジェイムズ
エス． ブリーク、マーク
エフ． トマスコ、マイケル
Original Assignee
セラセンス、インク．
イー．ヘラー アンド カンパニー
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.)
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Publication date
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First worldwide family litigation filed litigation Critical https://patents.darts-ip.com/?family=25166388&utm_source=google_patent&utm_medium=platform_link&utm_campaign=public_patent_search&patent=JP3394262(B2) "Global patent litigation dataset” by Darts-ip is licensed under a Creative Commons Attribution 4.0 International License.
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Description

【発明の詳細な説明】 技術分野 本発明は、小体積試料中の生物学的被検体の検出のた
めの分析センサーに関する。
背景技術 分析センサーは、化学及び医学において、生物学的被
検体の存在及び濃度を測定するのに有用である。このよ
うなセンサーは、例えば、糖尿病患者におけるグルコー
スおよび臨床治療におけるラクテートを監視するのに必
要である。
現在利用されている方法は、比較的大きい試料体積中
の被検体を測定するものであり、例えば、一般に３マイ
クロリットル以上の血液またはその他の生体液を要す
る。この液体試料は、例えば、針およびシリンジを用い
て患者から採取されるか、または、指先などの皮膚の一
部を切開し、その領域を「ミルキング（milking）」し
て有効な試料体積を得ることによって患者から採取され
る。特に頻繁に試料が必要となる場合、これらの操作は
患者にとっては不便であり、しばしば痛みを伴う。神経
終端密度が低い腕または腿を切開するなど、痛みの少な
い試料採取方法が知られている。しかしながら、好適な
領域における身体の切開においては、これらの領域がそ
れほど多くの近表面毛細血管（near−surface capillar
y vessel）を有していないことから、通常、半微量の血
液試料が採取される。
従って、小体積試料中における被検体濃度の正確で感
度の高い分析の実行を可能にする、比較的痛みが少な
く、容易に使用できる血液被検体センサーの開発が望ま
れるとともに、非常に有用である。
発明の開示 本発明のセンサーは、半微量試料中における被検体を
検出および定量する方法を提供する。一般に本発明は、
好ましくはクーロメトリーによって、小体積試料中の被
検体を分析する方法およびセンサーを含む。本発明のバ
イオセンサーは、好ましくは作用電極上に固定化され
た、不溶脱性（non−leachable）の酸化還元媒介剤、好
ましくは空気酸化され得る酸化還元媒介剤を利用してい
る。バイオセンサーは、試料を作用電極と電解的に（el
ectrolytic）接触させて保持する試料室を含む。好まし
い実施形態においては、作用電極が対電極と対向し、試
料室内の２つの電極間に、約１μＬ未満、好ましくは約
0.5μＬ未満、更に好ましくは0.1μＬ未満の試料を含む
大きさの測定領域が形成されている。試料室および測定
領域を満たすのに要する試料の体積を減少させるため、
随意に吸収体が試料室および測定領域に配置されてい
る。
本発明の一実施形態においては、半微量試料中の生物
学的被検体を正確且つ効率よく測定するために、電気化
学的なクーロメトリック検知の効率と、不溶脱性の酸化
還元媒介剤とを組み合わせたバイオセンサーが提供され
る。好適なセンサーは、電極と、電極上に存在する不溶
脱性の酸化還元媒介剤と、試料を電極と電気的に接触さ
せて保持する試料室と、好ましくは試料室の容積を減少
させるために試料室内に配置された吸収体とを含む。試
料室は、吸収体とともに、通常約１μＬ未満、好ましく
は約0.5μＬ未満、更に好ましくは0.1μＬ未満の試料体
積の分析が行える大きさに設定される。
本発明の一実施形態は、まず試料を電気化学センサー
に接触させ、次に被検体濃度を測定することによって、
試料中の被検体濃度を測定する方法を含む。電気化学セ
ンサーは、作用電極および対電極を含む対向電極対と、
２つの電極間に配置された測定領域を含む試料室とを含
む。測定領域は、約１μＬ未満の試料を含む大きさであ
る。
本発明は、２以上の対向電極対を備えた電気化学セン
サーを含む。各電極対は、作用電極と、対電極と、２つ
の電極間に存在する測定領域とを有し、測定領域は約１
μＬ未満の試料を保持する大きさである。更に、センサ
ーは、少なくとも１つの電極対の作用電極上に存在する
不溶脱性の酸化還元媒介剤を含む。
本発明の１つの側面は、試料を電気化学センサーに接
触させて、クーロメトリーで被検体濃度を測定すること
によって、試料中の被検体濃度を測定する方法である。
電気化学センサーは、作用電極および対電極を含む電極
対を含む。センサーは、試料を作用電極と電解的に接触
させて保持する試料室を含む。試料室内には、試料室を
約１μＬ未満の試料を含む大きさとするように、試料室
を満たすのに要する試料体積を減少させる吸収体が存在
する。
本発明は、約１μＬ未満の体積の試料中の被検体濃度
を測定するセンサーおよび方法を含む。このセンサー
は、支持体と、支持体を被覆する空気酸化され得る酸化
還元媒介剤とを有する。空気酸化され得る酸化還元媒介
剤の少なくとも90％は、試料の導入前に酸化形で存在す
る。この方法は、試料をセンサーに接触させる工程と、
試料中の被検体濃度を、試料存在下における酸化還元媒
介剤の酸化状態の変化と関係づける工程とを含む。本発
明の本側面に係るセンサーおよび方法は、限定するもの
ではないが、電気化学的および光学的センサーを対象と
する。
本発明の更なる側面は、試料中の被検体を測定する本
発明のセンサーだけでなく、患者試料を得るための試料
採取手段を含む、一体型の試料採取および被検体測定装
置である。この装置は、まず患者を装置に接触させて、
次に好ましくはクーロメトリーで被検体濃度を測定する
ことによって、患者試料中の被検体を測定するのに使用
される。
本発明の別の側面は、第１の電極対および第２の電極
対を含む電気化学センサーに試料を接触させることによ
って、少ない誤差で試料中の被検体濃度を測定する方法
である。各電極対は、作用電極と、試料を作用電極に電
解的に接触させて保持する試料室とを有し、試料室は約
１μＬ未満の試料を含む大きさである。第１の電極対
は、作用電極上に不溶脱性の酸化還元媒介剤および不溶
脱性の酵素を有している。第２の電極対は、酵素を有し
ない状態で作用電極上に不溶脱性の酸化還元媒介剤を有
している。この方法は、更に、第１の電極対で発生する
第１の電流と、第２の電極対で発生する第２の電流とを
実質的に同時に、２回以上測定する工程を含む。測定さ
れた第１の電流および第２の電流が個別に積算され、第
１の電荷および第２の電荷が各々得られる。第１の電荷
から第２の電荷を差し引かれ、試料中の被検体濃度と相
関するノイズが低減された電荷が得られる。この方法
は、妨害物質または試料導入前の酸化還元媒介剤の混在
した酸化状態に起因する誤差を除去するのに使用でき
る。
本発明に係る試料中の被検体濃度を測定するための別
の方法は、１以上の対向電極対を有し、各対向電極対
は、作用電極と、対電極と、作用電極および対電極の間
に存在する測定領域とを有しており、１以上の電極対の
測定領域が約１μＬ未満のほぼ同等の容積を有している
電気化学センサーを用意する工程を含む。センサーは、
少なくとも１つの電極対の作用電極上に酸化還元媒介剤
を有している。この方法は、更に、１つの電極対の静電
容量を測定する工程と、静電容量の測定値から前記電極
対の測定領域の容積を算出する工程とを含む。更に、セ
ンサーを試料と接触させて、試料中の被検体濃度をクー
ロメトリーによって測定する。
本発明の更なる側面は、酸素分子を含む雰囲気下でセ
ンサーを包装する工程を含む、分析センサーの保存およ
び包装方法である。本発明の本側面に係るセンサーは空
気酸化され得る酸化還元媒介剤を含む。
本発明の一実施形態は、試料を電気化学センサーに接
触させ、約１μＬ未満の試料を電気分解し、クーロメト
リーで被検体濃度を測定することによって、試料中の被
検体濃度を測定する方法である。本発明の本実施形態に
係るセンサーは、作用電極と、作用電極上に存在する不
溶脱性の酸化還元媒介剤とを含む。センサーへの試料導
入前に還元形である不溶脱性の酸化還元媒介剤のモル量
は、化学量論的に、電気分解される被検体の予測される
モル量の５％未満である。
試料中の被検体濃度の別の測定方法は、作用電極と、
対電極と、少なくとも２方が２つの電極で境界づけられ
た測定領域とを有する電気化学センサーに、試料を接触
させる工程を含む。測定領域は、約１μＬ未満の試料を
含む大きさである。試料中の被検体濃度は、クーロメト
リーによって測定される。
本発明を特徴づけるこれらの形態およびその他の様々
な形態は、添付のクレームに詳細に示される。本発明、
その利点およびその使用によって達成される目的のより
良い理解のため、本発明の好ましい形態を図示および説
明する図面および添付の明細書を参照する。
図面の簡単な説明 図面を参照するうえで、同一の照合番号および文字
は、各図において類似する部材を示すものである。
図１は、互いに対向する作用電極および対電極を有す
る、本発明の原理による電気化学センサーの第１の実施
形態の概略図である。
図２は、同一平面上に配置された作用電極および対電
極を有する、本発明の原理による電気化学センサーの第
２の実施形態の概略図である。
図３は、互いに対向する作用電極および対電極と、拡
張した試料室とを有する、本発明の原理による電気化学
センサーの第３の実施形態の概略図である。
図４は、酸化還元媒介剤、試料室および電極の相対位
置を示す、図１または３のセンサーの一部についての、
縮尺を考慮しない（not−to−scale）側断面図である。
図５は、本発明の原理による多電極センサーの一実施
形態の上面図である。
図６は、試料採取手段および図４のセンサーを有す
る、本発明の原理による被検体測定装置の一実施形態の
透視図である。
図７は、第２の電子伝達剤としてグルコースオキシダ
ーゼを備えた図１のセンサーを用いて、電解質の緩衝溶
液（黒丸）または血清溶液（白丸）中の既知量のグルコ
ースを電気酸化するのに要する電荷のグラフである。
図８は、図７のデータ（緩衝溶液のみ）に対する平均
グルコース濃度のグラフを、平均値に適合するように算
出された検量線とともに示した図である。線形の検量線
は10−20mMの濃度に対して算出されたものであり、二次
多項式の検量線は０−10mMの濃度に対して算出されたも
のである。
図９は、図７のグルコースの測定値の臨床的な適合性
を分析する、クラーク型臨床グリッド（Clark−type c
linical grid）である。
図10は、第２の電子伝達剤としてグルコースデヒドロ
ゲナーゼを備えた図１のセンサーを用いて、電解質の緩
衝溶液中の既知量のグルコースを電気酸化するのに要す
る電荷のグラフである。
図11A、11Bおよび11Cは、本発明の電気化学センサー
の第３の実施形態の上面図である。
図12Aおよび12Bは、基体の凹部を用いて形成された、
本発明の電気化学センサーの別の実施形態の断面図であ
る。
図13Aおよび13Bは、基体の凹部内に形成された、本発
明または電気化学センサーの更に別の実施形態の断面図
である。
図14Aおよび14Bは、基体の凹部および吸収体を用いて
形成された、本発明の電気化学センサーの更に別の実施
形態の断面図である。
好ましい実施形態の詳細な説明 ここで、下記用語は次の定義によって定義される。
「空気酸化され得る媒介剤」とは、好ましくは、例え
ば１ヶ月以下、好ましくは１週間以下、更に好ましくは
１日以下の有用な期間内における空気中での保存時に、
媒介剤の少なくとも90％が酸化形となるように、空気に
よって酸化される酸化還元媒介剤である。
「生体液」とは、被検体の測定が可能なあらゆる体液
であり、例えば、血液、間隙液（interstitial flui
d）、皮膚液（dermal fluid）、汗および涙である。
本発明の文脈において「血液」という用語は、全血液
と、無細胞成分、すなわち血漿および血清とを含む。
「クーロメトリー」とは、電極上で直接または１以上
の電子伝達剤を介して生じる被検体の完全またはほぼ完
全な電気分解の間に、移動または移動すると考えられる
電荷の測定である。電荷は、被検体の部分的またはほぼ
完全な電気分解中に移動する電荷の測定、または、しば
しば、電気分解中の減衰電流および経過時間の多重測定
によって測定される。減衰電流は、電気分解によって生
じる、電気分解される種の濃度低下に起因する。
「対電極」とは、作用電極と対を成す電極であって、
作用電極を流れる電流と大きさが等しく、符号が反対の
電気化学的な電流が流れる電極を意味する。本発明の文
脈において「対電極」という用語は、参照電極としても
機能する対電極（すなわち、対／参照電極）を含む意味
を持つ。
「電気化学センサー」とは、センサーにおける電気化
学的な酸化還元反応によって、被検体の存在を検出およ
び／または被検体の濃度を測定するように構成された装
置である。この反応は、被検体の量または濃度と相関す
る電気信号に変換される。
「電気分解」とは、１つの電極上で、直接または１以
上の電子伝達剤を介して生じる、化合物の電気酸化また
は電気還元である。
「対向電極対」という用語は、作用電極の作用面が対
電極の表面とほぼ対向するように配置され、作用電極と
対電極との間の距離が作用電極の作用面の幅よりも小さ
くなるような、作用電極および対電極の配置に関する。
化合物は、表面に入り込むか、または化学的に結合し
て、表面に「固定化」される。
「測定領域」とは、ここでは、試料の被検体分析で測
定される部分のみを含む大きさに設定された、試料室の
一部として定義される。
「不溶脱性」または「不放出性（non−releasabl
e）」の化合物とは、被検体分析の期間において、作用
電極の作用面から実質的に拡散しない化合物である。
「酸化還元媒介剤」とは、被検体と作用電極との間
で、直接または第２の電子伝達剤を介して、電子を輸送
する電気伝達剤である。
「第２の電子伝達剤」とは、酸化還元媒介剤と被検体
との間で電子を輸送する分子である。
「吸収体」とは、その空孔体積において、液体試料を
吸上げ（wick）、保持するか、または液体試料で湿らさ
れる物質であって、被検体の電極への拡散を実質的に妨
げない物質である。
「作用電極」とは、被検体が、酸化還元媒介剤の仲介
あり、または仲介なしで、電気酸化または電気還元され
る電極である。
「作用面」とは、作用電極の、酸化還元媒介剤で被覆
され、試料に曝されるように配置された部分である。
本発明の小体積インビトロ被検体センサーは、試料
の、約１μＬ未満、好ましくは約0.5μＬ未満、更に好
ましくは0.2μＬ未満、最も好ましくは0.1μＬ未満の体
積を有する部分の被検体濃度を測定するように設計され
ている。対象となる被検体は、通常、血液または血清の
ような溶液または生体液として提供される。図面全般、
特に図１〜４を参照すると、本発明の小体積インビトロ
被検体センサー20は、通常、作用電極22、対電極（また
は対／参照電極）24および試料室26（図４を参照）を含
む。試料室26は、試料が室内に供給されたとき、試料が
作用電極22および対電極24の両方に電解的に接触するよ
うに構成されている。これにより、電流が電極間を流
れ、被検体の電気分解（電気酸化または電気還元）を行
うことが可能となる。
作用電極 作用電極22は、成形された炭素繊維複合体で形成する
ことができ、または、ポリエステルなどの不活性の非導
電性基体上に適当な導電層を形成したもので構成するこ
ともできる。導電層は、比較的低い電気抵抗を有し、動
作中のセンサーの電位範囲において電気化学的に不活性
である。好適な導電体としては、金、炭素、白金、二酸
化ルテニウム、パラジウム、および、その他の当業者に
知られた不腐食性物質が挙げられる。電極および／また
は導電層は、蒸着または塗布などの方法によって不活性
物質表面に形成される。
タブ23は、電極の、電源または電圧測定装置などの外
部電子機器（図示せず）との接続を容易にするため、作
用電極22の端部に設けられる。作用電極22と外部電子機
器との接続には、その他の公知の方法または構造を用い
てもよい。
検出層および酸化還元媒介剤 不溶脱性（すなわち、不放出性）の酸化還元媒介剤を
含む検出層32は、作用電極22の一部に配置される。通常
は約５分未満である測定期間において、酸化還元媒介剤
の作用電極から試料中への溶脱がほとんどまたは全くな
いことが好ましい。更には、本発明の酸化還元媒介剤
は、媒介剤の試料中への望ましからざる溶脱を防止する
ため、作用電極22に結合またはその他の方法で固定化さ
れていることが好ましい。作用電極および対電極が互い
に近接する場合（すなわち、電極が約1mm未満の間隔で
離間している場合）、拡散または溶脱（すなわち、放
出）する酸化還元媒介剤は不都合である。なぜなら、結
合していない媒介剤が、被検体と作用電極との間より
も、むしろ作用電極と対電極との間で電子を往復させる
ため、一般に大きな影信号（background signal）が発
生するからである。この問題およびその他の問題は、低
抵抗セルの開発の妨げとなり、被検体濃度測定に要する
最小試料サイズの増大を招く。
作用電極22上に検出層32を適用することによって、電
極上に作用面が形成される。作用面は、通常、作用電極
22の媒介剤で被覆され且つ液体試料に接触可能名部分で
ある。検出層32の一部が誘電体またはその他の物質で被
覆されている場合、作用面は、電極の酸化還元媒介剤に
被覆され且つ試料との接触のために露出した部分に限ら
れる。
酸化還元媒介剤は、作用電極22と被検体との間におけ
る電流の伝達を仲介し、電極上で直接電気化学反応させ
るのに適さない分子の電気化学的分析を可能にする。媒
介剤は、電極と被検体との間の電子伝達剤として機能す
る。
大部分の有機または有機金属の酸化還元種が、酸化還
元媒介剤として使用できる。好ましい酸化還元媒介剤
は、速やかに還元および酸化され得る分子であり、標準
カロメル電極（SCD）よりも数百ミリボルト高いまたは
低い酸化還元電位を有し、通常、SCDに対して約−100mV
を超える還元、および、約＋400mVを超える酸化はしな
い。有機酸化還元媒介剤の例としては、キノンおよびキ
ンヒドロン並びにナイルブルー（Nile blue）およびイ
ンドフェノールなどの、酸化形がキノイド構造を有する
種が挙げられる。残念なことに、キノンおよび部分酸化
したキンヒドロンの一部は、システインのチオール基、
リジンおよびアルギニンのアミン基、チロシンのフェノ
ール基などのタンパク質の官能基と反応するため、例え
ば血液などの生体液中の被検体測定に使用されるセンサ
ーなどの、本発明のセンサーの一部には不適当である。
一般に、本発明での使用に好適な媒介剤は、試料が分
析される期間における酸化還元種の拡散損失を、防止ま
たは実質的に減少するような構造を有する。好ましい酸
化還元媒介剤としては、作用電極に固定化され得るポリ
マーに結合した酸化還元種が挙げられる。有用な酸化還
元媒介剤およびその製造方法は、ここに参考として取り
入れる米国特許第5,264,104号明細書、第5,356,786号明
細書、第5,262,035号明細書および第5,320,725号明細書
に記載されている。あらゆる有機または有機金属の酸化
還元種がポリマーと結合して、酸化還元媒介剤として使
用され得るが、好ましい酸化還元種は遷移金属化合物お
よび錯体である。好ましい遷移金属化合物または錯体と
しては、オスミウム、ルテニウム、鉄およびコバルトの
化合物または錯体が挙げられる。オスミウム化合物また
は錯体が特に好ましい。
ある種の不放出性の高分子酸化還元媒介剤は、高分子
組成物中に共有結合した酸化還元種を含む。この種の媒
介剤の一例としては、ポリ（ビニルフェロセン）が挙げ
られる。
あるいは、好適な不放出性の酸化還元媒介剤は、イオ
ン結合した酸化還元種を含む。一般に、この媒介剤は、
電荷を有するポリマーであって、反対の電荷を有する酸
化還元種と対を成したポリマーである。この種の媒介剤
の一例としては、オスミウムまたはルテニウムのポリピ
リジルカチオンなどの正電荷を有する酸化還元種と対を
成した、ナフィオン（Nafion;登録商標）（デュポン（D
uPont））などの負電荷を有するポリマーが挙げられ
る。イオン結合した媒介剤の別例としては、ヘキサシア
ノ鉄（III）酸塩またはヘキサシアノ鉄（II）酸塩など
の負電荷を有する酸化還元種と対を成した、四級化ポリ
（４−ビニルピリジン）またはポリ（１−ビニルイミダ
ゾール）が挙げられる。
本発明の別の実施形態においては、好ましい不放出性
の酸化還元媒介剤として、ポリマーに配位結合した酸化
還元種が挙げられる。例えば、オスミウムまたはコバル
トの2,2'−ジピリジル錯体が、ポリ（１−ビニルイミダ
ゾール）またはポリ（４−ビニルピリジン）に配位する
ことによって形成される。
好ましい酸化還元媒介剤は、2,2'−ビピリジン、1,10
−フェナントロリンまたはそれらの誘導体などの含窒素
テロ環を有する配位子を１つ以上備えた、オスミウム遷
移金属錯体である。更に、好ましい酸化還元媒介剤は、
ピリジン、イミダゾールまたはそれらの誘導体などの少
なくとも１つの含窒素ヘテロ環を有するポリマーリガン
ドを、１つ以上有する。これらの好ましい媒介剤は、錯
体が速やかに酸化および還元されるように、電極との間
で電子を速やかに交換する。
なかでも、2,2'−ビピリジン、1,10−フェナントロリ
ンまたはそれらの誘導体を含む２つの配位子（２つの配
位子は同種である必要はない）と錯化し、更に、ピリジ
ンまたはイミダゾール官能基を有するポリマーと錯化し
たオスミウム陽イオンは、本発明の小体積センサーに特
に有用な酸化還元媒介剤を形成する。オスミウム陽イオ
ンとの錯化に好適な2,2'−ビピリジン誘導体は、4,4'−
ジメチル−2,2'−ビピリジン、並びに、アルコキシ基に
おける炭素と酸素との比率が遷移金属錯体の水への溶解
度を維持するのに十分である、4,4'−ジメトキシ−2,2'
−ビピリジンなどのモノ−、ジ−およびポリアルコキシ
−2,2'−ビピリジンである。オスミウム陽イオンとの錯
化に好適な1,10−フェナントロリン誘導体は、4,7−ジ
メチル−1,10−フェナントロリン、並びに、アルコキシ
基における炭素と酸素との比率が遷移金属錯体の水への
溶解度を維持するのに十分である、4,7−ジメトキシ−
1,10−フェナントロリンなどのモノ−、ジ−およびポリ
アルコキシ−1,10−フェナントロリンである。オスミウ
ム陽イオンとの錯化に好適なポリマーは、例えばPVIな
どのポリ（１−ビニルイミダゾール）、例えばPVPなど
のポリ（４−ビニルピリジン）を単独または共重合体と
して含む。特に、ポリ（１−ビニルイミダゾール）また
はその共重合体と錯化したオスミウムを有する酸化還元
媒介剤が好ましい。
好ましい酸化還元媒介剤は、標準カロメル電極（SC
E）に対し、約−150mV〜約＋400mVの酸化還元電位を有
する。好ましくは、酸化還元媒介剤の電位は約−100mV
〜約＋100mVであり、更に好ましくは、酸化還元媒介剤
の電位は約−50mV〜約＋50mVである。特に好ましい酸化
還元媒介剤は、オスミウム酸化還元中心を有し、SCEに
対して＋100mVよりも負の酸化還元電位、更に好ましく
はSCEに対して＋50mVよりも負の酸化還元電位、特に好
ましくはSCEに対して−50mV程度の酸化還元電位を有す
る。
本発明のセンサーの酸化還元媒介剤は、空気酸化され
得ることが好ましい。これは、酸化還元媒介剤が空気に
よって酸化され、好ましくはセンサーへの試料の導入前
に媒介剤の少なくとも90％が酸化形であることを意味す
る。空気酸化され得る酸化還元媒介剤としては、２つの
モノ−、ジ−もしくはポリアルコキシ−2,2'−ビピリジ
ン、または、モノ−、ジ−もしくはポリアルコキシ−1,
10−フェナントロリン配位子（２つの配位子が同種であ
る必要はない）と錯化し、更に、ピリジンおよびイミダ
ゾール官能基を有するポリマーと錯化したオスミウム陽
イオンが挙げられる。特に、ポリ（４−ビニルピリジ
ン）またはポリ（１−ビニルイミダゾール）と錯化した
Os［4,4'−ジメトキシ−2,2'−ビピリジン］2Cl
＋／＋２が、空気中において約90％以上の酸化を達成す
る。
本発明の好ましい実施形態においては、検出層32は、
酸化還元媒介剤と被検体との間における電子移動を可能
にする第２の電子伝達剤を含んでいる。好適な第２の電
子伝達剤の一例としては、被検体の反応を触媒する酵素
が挙げられる。被検体がグルコースである場合、例え
ば、ピロロキノリンキノングルコースデヒドロゲナーゼ
（PQQ）などのグルコースオキシダーゼまたはグルコー
スデヒドロゲナーゼが使用できる。被検体がラクテート
の場合、乳酸オキシダーゼがこの役割を果たす。これら
の酵素は、酸化還元媒介剤を介した被検体と電極との間
での電子移動による被検体の電気分解を触媒する。第２
の電子伝達剤は、試料中への溶脱を防止するため不溶脱
性であることが好ましく、更には電極に固定化されてい
ることが好ましい。これは、例えば、第２の電子伝達剤
を酸化還元媒介剤と架橋させて、検出層に不溶脱性成分
を形成することによって達成される。
電気化学反応が、作用電極の媒介剤で被覆されていな
い部分で生じることを防止するため、図４に示すよう
に、結合した酸化還元媒介剤が存在する領域の上方、下
方または周囲の電極上に、誘電体40を配置してもよい。
好適な誘電体としては、ポリエチレンのような非導電性
の有機ポリマーおよびワックスが挙げられる。誘電体40
は、電極上の酸化還元媒介剤の一部を被覆していてもよ
い。媒介剤の被覆された部分は試料に接触しないので、
電極の作用面の一部ではない。
対電極 対電極24は、作用電極22と同様に構成することができ
る。対電極24は、対／参照電極であってもよい。あるい
は、別の参照電極を試料室と接触するように設けてもよ
い。対／参照電極または参照電極に好適な材料として
は、非導電性基体上に塗布されたAg/AgCl、または、銀
金属基体上の塩化銀が挙げられる。対電極が参照電極で
ない場合、対電極の作製には、作用電極22の作製に用い
られると同様の材料および方法を使用することができる
が、対電極または対／参照電極24上には酸化還元媒介剤
は固定化されていない。クーロメトリーまたはその他の
測定装置などの外部電子機器（図示せず）との簡便な接
続のため、電極にタブ25を設けてもよい。
本発明の一実施形態によれば、作用電極22および対電
極24は、図１および３に示すように、互いに向かい合わ
せに対向して対向電極対を形成する。この好ましい形態
においては、試料室26は、通常、２つの電極間に配置さ
れる。この対向電極の配置においては、電極が、約0.2m
m未満、好ましくは0.1mm未満、更に好ましくは0.5mm未
満の距離をあけて離間していることが好ましい。
電極は、互いに真向に向かい合う必要はなく、わずか
にずれていてもよい。更に、２つの電極は同じ大きさで
ある必要はない。対電極24が、作用電極22の作用面と同
等か、またはそれ以上の大きさであることが好ましい。
対電極22は、櫛歯形に形成してもよい。対電極および作
用電極のその他の形状も、本発明の範囲に存在する。し
かし、作用電極の一部と対電極の一部との離間距離は、
前述した範囲を超えないことが好ましい。
図11A、11Bおよび11Cは、前述したような、対向電極
対22、24の別の形態を説明するものである。通常、２つ
の電極22、24の間の重複領域21が、試料が測定される測
定領域に相当する。各電極22、24は導電性の面であり、
コンデンサの電極板として働く。電極22、24の間の測定
領域は、電極板間の誘電体層として働く。このように、
２つの電極22、24の間には静電容量が存在する。この静
電容量は、重複する電極22、24のサイズ、電極22、24間
の離間距離および電極22、24間の物質の誘電率の関数で
ある。従って、電極22、24の重複領域21のサイズと、電
極22、24間の物質（例えば、空気または吸収体）の誘電
率とが既知であれば、電極間の離間距離を算出して、測
定領域の容積を求めることができる。
図11Aは、電極22、24を対向配置で設置した、本発明
の一実施形態を説明するものである。このような配置を
有する被検体センサーにおいて、同様に構成されたセン
サー間の静電容量を一定にするため、位置決め（すなわ
ち、２つの電極相互の相対的な位置決め）は一定にする
べきである。各電極の位置が、図11Aに示す位置からｘ
−ｙ平面において移動すると、重複領域のサイズが変化
し、ゆえに静電容量が変化する。同様のことが、測定領
域の容積についても言える。
図11Bおよび11Cは、電極22、24を対向配置で設置し
た、本発明の別の実施形態を説明するものである。これ
らの配置においては、静電容量または測定領域の容積を
変化させることなく、各電極の位置を、ｘ−ｙ平面にお
いて、他方の電極に対して多少なりとも移動させること
ができる。これらの電極配置においては、各電極22、24
は、各々、他方の電極の対応するアームと重なり合うア
ーム122、124を含む。２つのアーム122、124は（図11A
に示すように）互いに平行するものではなく、アーム12
2、124は互いにゼロよりも大きい角度123を成すように
配置されている。更に、アーム122、124は、重複領域21
の範囲よりも拡張している（すなわち、各アームは、ア
ーム長222、224と、重複領域21の幅121との差に相当す
る余剰長を、各々有している。）。これらの電極配置に
よれば、電極22、24の位置決めにおける不正確さに一定
の許容量があり、その許容量においては電極間の静電容
量は変化しない。位置決めにおける不正確さの許容量
は、アーム122、124が重複する部分の角度123、およ
び、重複領域21の幅121に対する各アーム122、124の余
剰長のサイズを変化させることによって、電極配置にお
いて設定することができる。一般に、アーム122、124が
垂直（すなわち、角度123が90゜）に近づくほど、許容
される不正確さは大きくなる。また、重複領域21の幅12
1に対する各アーム122、124の余剰長（両アームの余剰
長は、同等の長さでも、相違する長さでもよい。）が大
きくなるほど、許容される不正確さは大きくなる。反対
に、（電極の幅、厚さ、および、他方の電極と交差する
角度123が一定であるならば）、不正確さの許容量が大
きくなるほど、電極のサイズは大きくなる。このよう
に、一方の電極が他方の電極に対して移動し得る距離の
最小値は、電極に要する物質量と釣り合わされる。一般
に、交差角度123は、５〜90度、好ましくは30〜90度、
更に好ましくは60〜90度の範囲である。一般に、アーム
122、124の余剰長（アーム長222、224と重複領域21の幅
121との差に相当する。）と重複領域21の幅121との比率
は、0.1:1〜50:1、好ましくは1:1〜15:1、更に好ましく
は4:1〜10:1の範囲である。
本発明の別の実施形態においては、図２に示すよう
に、２つの電極22、24が同一平面上に存在する。この場
合、試料室26は、両電極と接触しており、電極とは反対
側が非導電性の不活性基体30と結合している。不活性基
体に好適な物質は、ポリエステルのような非導電性物質
である。
本発明のセンサーの別の形態もまた可能である。例え
ば、２つの電極が、互いに角度を成す複数の面に形成さ
れしていてもよい。このような形態としては、直角を形
成した複数の面に電極を備えたものが挙げられる。別の
可能な形態としては、管の内壁のような湾曲した面に電
極を備えたものである。作用電極および対電極は、管の
反対側に互いに対向するように配置されている。これ
は、対向電極対の別の一例である。あるいは、電極を、
管の壁面に互いに近接させて（例えば、一方が他方の上
部に位置するように、または、並べて）配置してもよ
い。
いずれの形態においても、２つの電極は、電気化学セ
ンサーの短絡を防ぐため、直接電気的に接触しないよう
に配置しなければならない。これは、対向する電極の間
隔が短い距離（約100μｍ未満）であると、回避するこ
とが困難である。
図１および３に示すように電極が互いに対向する場
合、電極を離間させておくために、スペーサー28を使用
することができる。スペーサーは、通常、ポリエステ
ル、マイラー（Mylar;商標）、ケブラー（Kevlar;商
標）もしくはその他の強靭で薄いポリマーフィルム、ま
たは、化学的に不活性であることから選択されるテフロ
ン（Tefron;商標）フィルムなどの薄いポリマーフィル
ムなどの、不活性の非導電性物質で構成される。セパレ
ーター28は、電極間の接触を防止することに加えて、図
１−４に示すように、試料室26の境界としても機能す
る。
試料室 試料室26は、図１−４に示すように、一般に、電極2
2、24、不活性基体30およびセパレーター28の組み合わ
せによって、その範囲が限定されている。測定領域は試
料室内に含まれており、試料室内の、試料の被検体分析
で測定される部分のみを含む領域である。図１および２
に示す本発明の実施形態においては、試料室26は、２つ
の電極22、24および／または不活性基体の間の空間であ
る。この実施形態においては、試料室は、好ましくは約
１μＬ未満、更に好ましくは約0.5μＬ未満、特に好ま
しくは約0.2μＬ未満の容積を有する。図１および２に
示した本発明の実施形態においては、測定領域は、試料
室の容積とほぼ同等の容積を有する。
図３に示す本発明の別の実施形態において、試料室26
は、電極22、24に近接する領域よりも更に広い空間を有
する。この形態によれば、図５に示すように、１以上の
試料室と接触する複数の電極を備えることが可能であ
る。この形態において、試料室26は、好ましくは、約１
μＬ未満、更に好ましくは約0.5μＬ未満、特に好まし
くは約0.2μＬ未満の体積を含む大きさである。測定領
域（すなわち、識別される体積の試料を含む領域）は、
一般に、約１μＬ未満、好ましくは約0.5μＬ未満、更
に好ましくは約0.2μＬ未満、特に好ましくは0.1μＬ未
満の体積の試料を含む大きさである。この実施形態の特
に有用な一形態は、図３に示すように、作用電極22およ
び対電極24を互いに対向させて配置したものである。こ
の形態では、試料の測定される部分を含む領域に相当す
る測定領域は、試料室26の、作用電極の作用面で境界づ
けられ、対向する２つの電極間に位置する部分である。
作用電極の表面が酸化還元媒介剤で完全には被覆されて
いない場合、測定領域は、作用電極22の作用面（すなわ
ち、酸化還元媒介剤で被覆された面）に相当する面積
と、作用電極22と対電極24の間の離間距離に相当する厚
みとを有する、２つの対向する電極間の空間である。
前述した両実施形態において、試料室および測定領域
の厚みは、一般に、スペーサー28の厚み（例えば、図１
および３における電極間の距離、または、図２における
電極と不活性基体との間の距離）に相当する。与えられ
た試料体積に対し、より多くの試料を電極表面に接触さ
せて、被検体の電気分解を速やかに促進するため、この
厚みは小さいことが好ましい。更に、薄い試料室は、測
定時間に対して拡散時間が長くなるので、被検体分析中
において被検体が試料室の他の部分から測定領域へ拡散
することに起因する誤差の低減を助ける。一般に、試料
室の厚みは、約0.2mm未満である。好ましくは、試料室
の厚みは約0.1mm未満であり、更に好ましくは、試料室
の厚みは約0.05mm以下である。
試料室は、別の方法で形成することもできる。例え
ば、エンボス、インデント（indenting）、または、作
用電極22または対電極24が形成された基板に凹部を形成
するその他の方法が挙げられる。図12Aおよび12Bは、こ
のような構造の一例を示したものである。まず、不活性
の非導電性基体上に導電層100が形成される。前述した
ように、導電層100は、金、炭素、プラチナ、二酸化ル
テニウム、パラジウムまたはその他の不腐食性材料が挙
げられる。不活性の非導電性基体102は、ポリエステ
ル、その他のポリマーまたはその他の非導電性で変形可
能な材料を用いて作製することができる。その後、導電
層100の少なくとも一部が凹部104内に含まれるように、
非導電性基体102の一部に凹部104が形成される。凹部10
4は、インデント、変形、または、その他の基体102の押
込みを含む、種々の方法を用いて形成することができ
る。凹部の形成方法の更なる一例としては、基体102の
エンボスが挙げられる。基体102が、例えばパンチ部材
または溝形部材などの隆起した部分を有するエンボスロ
ールまたはスタンプと接触して、凹部が形成される。あ
る形態においては、基体102は、材料を軟化させるため
に加熱されてもよい。
凹部104は、円形、楕円形、矩形またはその他のあら
ゆる定形もしくは不定形の形状とすることができる。あ
るいは、凹部104は、基体102の一部に伸びる溝として形
成してもよい。導電層100は、溝の全体または溝の一部
のみに存在させることができる。測定領域は、例えば、
導電層100の溝の特定の領域内に存在する部分のみに検
出層32を配置することによって、その範囲を、溝内の特
定の領域に限定することができる。あるいは、測定領域
は、第２の電極107を、第１の電極105の所望の領域のみ
と重なり合うように配置することによって、その範囲を
限定してもよい。
導電層100の少なくとも一部、場合によっては全部
が、凹部104内に位置している。導電層100のこの部分
は、第１の電極105（対電極、または、好ましくは作用
電極）として機能する。導電層100が作用電極を形成す
る場合、図12Bに示すように、不溶脱性の媒介剤および
随意に第２の電子伝達剤を凹部104内に形成することに
よって、導電層100の一部の上方に、検出層32を形成す
ることができる。そして、第２の基体106上に第２の導
電層を配置することによって、第２の電極107が形成さ
れる。そして、第２の電極107は、第１の電極105の上方
に対向配置するように設置される。図示していないが、
第１の電極105が対電極として機能する場合、検出層32
は、作用電極として機能する第２の電極107上に配置さ
れると考えられる。
一実施形態においては、第２の基体108は、第２の電
極107が凹部内に位置するように、第１の基体102および
／または導電層100の押し下げられていない部分の上に
設置される。別の実施形態においては、第１および第２
の基体102、108の間にスペーサー（図示せず）が存在す
る。この実施形態では、第２の電極107は凹部内に位置
しても、位置していなくてもよい。いずれの場合におい
ても、第１および第２の電極105、107は接触してない。
さもなければ２つの電極が短絡する。
凹部104の深さと、導電層100、検出層32および第２の
電極107の凹部104内に存在する部分があればその部分の
体積とが、測定領域の体積を決める。このように、測定
領域の体積の決定は、凹部104の構造が一定している範
囲の大きさに依存する。
導電層100に加えて、図14Aに示すように、後に詳しく
記述する吸収層103を、凹部104を形成する前に基体102
上に形成することができる。吸収体103は、図14Bに示す
ように、導電層100および基体102とともに、インデン
ト、エンボスまたはその他の変形加工が施されてもよ
い。あるいは、吸収体103は、凹部104を形成するために
導電層100および基体102にインデント、エンボスまたは
その他の変形加工が施された後に、形成してもよい。
被検体センサーの形成方法の別の例においては、図13
Aおよび13Bに示すように、第１の基体112に凹部114が形
成される。凹部は、インデント、エンボス、エッチング
（例えば、フォトリソグラフィー法または基体一部のレ
ーザー除去）、または、その他の基体112の一部の変形
もしくは除去によって形成することができる。第１の導
電層110は、凹部114内に形成される。前述したあらゆる
導電性材料を使用することができる。好ましい材料は、
例えばエルコン，インク（Ercun,Inc.;ウェアハム エ
ム エイ（Wareham,MA））から入手可能な導電性カーボ
ンインクなどの導電性インクである。導電性インクは、
通常、溶媒または分散剤に溶解または分散した、金属ま
たは炭素を含む。溶媒または分散剤が除去され、金属ま
たは炭素が、第１の電極115として用いられる導電層110
を形成する。前述したように、第２の電極117が第２の
基体116に形成され、凹部114の上方に配置される。ある
実施形態においては、図13Bに示すように、第１の電極1
15上に検出層32が形成されて、作用電極が形成される。
別の実施形態においては、第２の電極117上に検出層32
が形成されて、作用電極が形成される。更に、凹部内、
例えば第１の電極115上に、吸収体（図示せず）が形成
されていてもよい。
導電性インクには、ポリウレタン樹脂、セルロース誘
導体、エラストマー（例えば、シリコーン、ジエン重合
体またはアクリロニトリル−ブタジエン−スチレン（AB
S）樹脂）、高フッ素化ポリマーなどのようなバインダ
ーが含まれていてもよい。バインダーの硬化は導電層11
0の導電率を増大させるが、硬化は必ずしも要しない。
バインダーの硬化方法は、使用するバインダーの性質に
依存する。いくつかのバインダーは、熱および／または
紫外線によって硬化する。
これらの構造によれば、測定領域の容積が凹部104の
正確性および再現性に少なくとも部分的に依存するよう
な、電気化学センサーが形成される。エンボス、レーザ
ーエッチング、フォトリソグラフィーエッチングおよび
その他の方法が、200μｍ以下の寸法であっても、再現
可能な凹部104の形成に使用することができる。
吸収体 試料室は、室内に試料が配置される前は空であっても
よい。あるいは、試料室は、測定操作中に液体試料を吸
収して保持する吸収体34を含んでいてもよい。好適な吸
収体としては、ポリエステル、ナイロン、セルロースお
よびニトロセルロースのようなセルロース誘導体が挙げ
られる。吸収体は、試料室の毛管作用を補足または好ま
しくはそれに取って代わる吸上げ作用（wicking actio
n）によって、小体積試料の吸上げを促進する。
いくつかの実施形態においては、吸収体は、吸収体が
溶解または分散した液体またはスラリーを用いて配置さ
れる。その後、液体またはスラリーの溶媒または分散媒
は、加熱または蒸発処理によって除去されてもよい。好
適な吸収体としては、例えば、水などの適当な溶媒また
は分散媒に溶解または分散した、セルロースまたはナイ
ロン粉末が挙げられる。特定の溶媒または分散媒は、作
用電極22の材質に適合すべきである（例えば、溶媒また
は分散媒は電極を溶解してはならない）。
吸収体の最も重要な機能の一つは、試料室を満たすの
に必要な、センサーの測定領域に相当する液体の体積を
減少させることである。測定領域内の試料の実際の体積
は、特に吸収体内の空孔量で決まる。通常、好適な吸収
体は、約５％から約50％の空孔からなる。好ましくは、
吸収体は、約10％から25％の空孔からなる。
吸収体による液体の置換は有効である。吸収体の添加
によって、試料室26を満たすのに必要な試料は減少す
る。これは、測定を達成するのに要する試料の体積を減
少させ、試料の電気分解に要する時間をも減少させる。
吸収体34は、試料がタブ33に接触し、タブに吸収さ
れ、吸収体34の吸上げ作用によって試料室26に運ばれる
ように、センサーまたはセンサーの開口部から伸びる、
吸収体と同じ材質で構成されたタブ33を含んでいてもよ
い。これは、試料を試料室26に向けるための好ましい方
法を提供する。例えば、センサーは、血液を出すために
ランセットが刺し通される動物（人間を含む）の一部
に、接触させる。血液はタブ33に接触し、吸収体34の吸
上げ作用によって試料室26に吸い上げられる。試料のセ
ンサーへの直接的な輸送は、ランセットを使用して、動
物の近表面毛細血管がそれほど多く存在せず、１μＬ未
満の血液試料体積しか供給されない部分を刺し通す場合
など、試料が非常に少量である場合に特に重要となる。
吸収体の吸上げ作用以外の方法が、試料室または測定
領域への試料の輸送に使用することができる。そのよう
な輸送手段の例としては、吸収体の吸上げ作用だけでな
く、試料を試料室に押し出すための試料への圧力印加、
試料を試料室内に引き込むための試料室内でのポンプま
たはその他の真空形成手段による真空形成、薄い試料室
の壁面との界面張力に起因する、試料の毛管作用が挙げ
られる。
センサーは、試料流の流れに関連させて使用すること
もできる。この形態においては、試料流は試料室を通っ
て流れるように形成される。この流れは定期的に停止さ
せられ、クーロメトリーなどの電気化学的方法によって
被検体濃度が測定される。測定後、流れが再開し、これ
によってセンサーから試料が取り除かれる。あるいは、
試料は、通過中に被検体のすべてが電気分解されて、被
検体濃度と流速のみに依存する電流が生じるるように、
非常に遅い速度で試料室を通過させてもよい。
その他の充填剤を用いて測定領域を充填し、試料体積
を減少させてもよい。例えば、ガラスビーズを測定領域
内に配置し、空間を占有することができる。体液が測定
領域に容易に流れ込むように、充填剤は親水性であるこ
とが好ましい。この充填剤は、大きい表面積を有するガ
ラスビーズなどの場合、その大きい表面積および親水性
によって、体液を測定領域に吸上げることができる。
全てのセンサー組立部品は、試料が確実に電極に接触
しつづけ、試料室および測定領域が同体積を維持するよ
うに、堅固に結合される。これは、一定の試料体積にお
ける測定値が必要とされる場合、試料のクーロメトリー
分析において重要なことである。センサーの接合方法の
一例を、図１および２に示す。２つの平板38は、各々、
センサーの反対側の端部に設置される。これらの平板
は、通常、プラスチックなどの非導電性材料で構成され
る。平板は、２つの平板間のセンサーと接合するように
設置される。好適な接合部材としては、接着剤、クラン
プ、ナットおよびボルト、ネジなどが挙げられる。
一体型の試料採取および被検体測定装置 本発明の好ましい実施形態において、本発明の原理に
係る被検体測定装置52は、前述のようなセンサー20を試
料採取手段50と組み合わせて含み、一体型の試料採取お
よび測定装置を提供するものである。図６に示す試料採
取手段50は、例えば、ランセットを患者の皮膚に突刺し
て血液流を生じさせるために押込まれる、たわみ得る弾
力性の薄片56（または、バネなどのその他同様の部材）
に取り付けられた、ランセットなどの皮膚突刺し部材54
を含む。
弾力性の薄片56が開放されると、皮膚突刺し部材54が
引っ込む。皮膚の部材54に刺し通された領域から流れる
血液は、被検体の分析のために、例えば吸収体34の吸上
げ作用によって、センサー20に輸送することができる。
被検体測定装置52は図示していない記録装置内に配置さ
れ、電気分析手段によって被検体濃度を測定するため
に、クーロメーターまたはその他の電気化学分析装置が
電極タブ23、25に接続される。
センサーの動作 本発明の電気化学センサーは、次のように動作する。
作用電極および対電極の間に電位を印加する。必要とさ
れる電位の大きさは、酸化還元媒介剤に依存する。被検
体が電気分解される電極の電位は、通常、電気化学反応
を完了またはほぼ完了させるのに十分な大きさである
が、電位の大きさは、電流測定に影響を及ぼす尿酸塩、
アスコルビン酸塩およびアセトアミノフェンなどの妨害
物質の実質的な電気化学反応を誘発するには不十分な大
きさであることが好ましい。通常、電位は、標準カロメ
ル電極（SCE）に対して、約０−150mVから約＋400mVの
間である。酸化還元媒介剤の電位は約−100mVから約＋1
00mVの間であることが好ましくは、更には、電位は約−
50mVから約＋50mVの間であることが好ましい。
電位は、試料が試料室に配置される前または後のいず
れに印加してもよい。電位は、試料室が充填される際に
測定領域を通過する試料が電気分解されることを防ぐた
め、試料が試料室に配置された後に印加されることが好
ましい。電位が印加されて、試料が測定領域に存在して
いるときに、作用電極と対電極との間に電流が流れる。
電流は、試料中の被検体の電気分解に起因するものであ
る。この電気化学反応は、酸化還元媒介剤および随意に
第２の電子伝達剤を介して生じる。多くの生体分子Ｂに
ついて、プロセスは次の反応式で表される。
生化学物質Ｂが、適当な酵素の存在下において、酸化還
元媒介剤ＡによってＣに酸化される。そして、酸化還元
媒介剤Ａが電極で酸化される。電極で電子が集められ、
その結果生じる電流が測定される。
一例として、本発明のセンサーは、グルコースオキシ
ダーゼの存在下において、グルコース分子と２個の不溶
脱性のヘキサシアノ鉄（III）酸アニオンとが、２個の
不溶脱性のヘキサシアノ鉄（II）酸アニオンと２個のプ
ロトンとグルコノラクトンとを生成する反応を基礎とし
ている。存在するグルコースの量は、不溶脱性のヘキサ
シアノ鉄（II）酸アニオンを不溶脱性のヘキサシアノ鉄
（III）酸アニオンとする電気酸化と、移動した総電荷
量の測定によって分析される。
同じ結果、すなわち酸化還元媒介剤と共同した反応経
路を通る被検体の電気分解を達成する、異なる反応機構
がいくつも存在することが当業者に認められる。式
（１）および（２）は、このような反応の非限定的な一
例である。
本発明の好ましい実施形態においては、クーロメトリ
ーが、被検体の濃度測定に用いられる。この測定方法
は、分析過程において間隔をあけて得られた電流の測定
値を利用して、被検体濃度を測定するものである。電流
の測定値が時間に渡って積算され、電極へまたは電極か
ら移動した電荷量Ｑが求められる。Ｑは、次式によって
被検体濃度を算出するのに用いられる。
［被検体］＝Q/nFV （３） ここで、ｎは、被検体の電気分解に要する電子当量であ
り、Ｆは、ファラデー定数（当量当たり約96.500クーロ
ン）であり、Ｖは、測定領域に存在する試料の体積であ
る。
本発明の一実施形態においては、被検体は完全、また
は、ほぼ完全に電気分解される。電気化学反応中に得ら
れた電流の測定値から電荷が算出され、被検体濃度が式
（３）を用いて求められる。電気化学反応の完了は、通
常、電流が定常状態の値に達したときに表われる。これ
は、被検体の全て、または、ほぼ全てが電気分解された
ことを示す。このタイプの測定においては、通常は被検
体の少なくとも90％が電気分解され、好ましくは被検体
の少なくとも95％が電気分解され、更に好ましくは被検
体の少なくとも99％が電気分解される。
この方法では、被検体が速やかに電気分解されること
が望まれる。電気化学反応の速度は、電極間に印加され
る電位と、反応（１）および（２）の速度論とを含むい
くつかの要素に依存する（その他の重要な要素として
は、測定領域の大きさ、測定領域における吸収体の存在
が挙げられる）。一般に、電位が大きいほど、セルを通
る電流は（輸送限度の最大値まで）大きくなり、よっ
て、通常は反応が速く生じる。しかし、電位が大きすぎ
ると、別の電気化学反応が実質的な測定誤差を誘発す
る。通常、酸化還元媒介剤および随意の第２の電子伝達
剤だけでなく、電極間の電位もが、予測される試料中の
被検体濃度に基づいて、被検体が５分未満でほぼ完全に
電気分解されるように選択される。被検体は、好ましく
は約２分間で、更に好ましくは約１分間でほぼ完全に電
気分解される。
本発明の別の実施形態においては、被検体が部分的に
だけ電気分解される。部分的な反応の間に電流を測定
し、当業者に公知の数学的方法を用いた外挿法を行い、
被検体の完全またはほぼ完全な電気分解についての電流
曲線を求める。この曲線の積分によって、被検体が完全
またはほぼ完全に電気分解された場合に移動する電荷量
が得られ、式（３）を用いて被検体濃度が算出される。
前述した方法は、以下に述べるようなクーロメトリッ
ク測定の利点から、クーロメトリーを基礎としている。
しかしながら、本発明のセンサーは、ポテンシオメトリ
ー、アンペロメトリー、ボルタンメトリーおよびその他
の電気化学的方法を利用して被検体濃度を測定してもよ
いことが、当業者に認められる。電極における被検体の
電気分解で得られる電流および電位は、試料温度に非常
に影響されるため、これらクーロメトリー以外の方法で
得られる測定値は温度に依存する。これは、未知または
種々の温度において生物学的被検体およびその他の試料
を測定するのに使用するセンサーの検度に、問題を与え
る。
更に、これらクーロメトリー以外の電気化学的方法で
得られる測定値は、センサーに供給された酵素量に影響
される。酵素が時間外に不活性化または崩壊した場合、
結果として得られる測定値はその影響を受ける。従っ
て、酵素が非常に安定でない限り、このセンサーの貯蔵
寿命には限界がある。
アンペロメトリーのようなクーロメトリー以外の電気
化学的方法で得られる測定値は、測定期間において被検
体の実質的に一部が電気分解される場合、悪影響を受け
る。測定過程において被検体の比較的小さい部分のみが
電気分解されるように、被検体が十分に存在しない限り
は、正確な定常状態の測定値が得られない。
クーロメトリーによる電気化学的方法は、これらの問
題を克服する。クーロメトリーは、被検体の完全または
ほぼ完全な電気分解の間に移動する、または、移動する
考えられる電荷量を測定する方法である。クーロメトリ
ーの一つは、作用電極上で被検体を電気分解し、電気分
解中に作用電極と対電極との間に生じる電流を２回以上
測定することを含む。電流が定常状態に達したとき、電
気分解が完了する。試料の電気分解に使用された電荷
は、測定された電流の時間積分によって算出される。電
荷は試料中の被検体の量に直接関係するため、測定値の
温度依存性はない。更に、酸化還元媒介剤の活性は測定
値には影響を及ぼさず、媒介剤の時間外の崩壊が被検体
濃度測定を不正確なものとしないために、測定値を得る
のに要する時間のみに影響を及ぼす（すなわち、活性の
低い酸化還元媒介剤は、試料の完全な電気分解を達成す
るのに長い時間を要する）。すなわち、電気分解による
試料中の被検体の消耗は誤差の原因ではなく、むしろそ
の方法の目的である（しかしながら、電解曲線が、既知
の電気化学的原理に基づいて部分的な電解曲線から外挿
される場合、被検体は完全に電気分解される必要なな
い）。
試料中の被検体濃度の測定に有効な測定方法であるク
ーロメトリーにおいては、測定する試料の体積を正確に
測定する必要がある。残念なことに、測定領域の１以上
の寸法についての製造公差は大きな誤差を含むため、小
体積センサーの測定領域内の試料体積（すなわち、１マ
イクロリットル未満）を正確に測定することが困難な場
合がある。
空気酸化され得る酸化還元媒介剤 クーロメトリックセンサーにおける誤差の別の原因
は、被検体に関係する電気化学反応以外の電気化学反応
の存在である。酸化還元媒介剤を有するセンサーにおい
て、測定誤差の潜在的な原因は、未知の混成した酸化状
態にある酸化還元媒介剤の存在である（すなわち、媒介
剤は既知の酸化状態に再現されない）。酸化還元媒介剤
は、電極において、被検体の存在に応答してではなく、
単に初期の酸化状態に起因して電気分解される。式
（１）および（２）において、生化学物質Ｂの酸化に起
因しない電流が、酸化還元媒介剤Ａの試料添加前に還元
形である部分の酸化に起因して流れる。このように、セ
ンサーへの試料導入前における被検体の酸化状態を知る
ことは重要である。更に、酸化還元仲介剤の全部または
ほぼ全部が、センサーへの試料導入前に単一の酸化状態
で存在することが望ましい。
各酸化還元仲介剤は、還元形または還元された状態
と、酸化形または酸化された状態とを有している。本発
明の一側面においては、測定される電流に影響を及ぼす
重大な影雑音を避けるため、試料導入前に還元形である
酸化還元媒介剤の量は、予測される試料中の被検体量よ
りも十分に小さいことが好ましい。本発明の本実施形態
においては、試料導入前に還元形である酸化還元媒介剤
のモル量は、化学量論的に、予測される被検体濃度にお
ける被検体のモル量の好ましくは約10％未満、更に好ま
しくは約５％未満、特に好ましくは１％未満である（被
検体１分子の電気分解に２分子の酸化還元媒介剤が必要
である場合、被検体導入前に還元形の酸化還元媒介剤の
モル量は、予測される被検体濃度における被検体のモル
量の好ましくは約20％未満、更に好ましくは10％未満、
特に好ましくは２％未満となるように、被検体および酸
化還元媒介剤のモル量は、適用される酸化還元反応の化
学量論に基づいて比較すべきである）。還元された媒介
剤の量を制御するための方法は後述する。
本発明の別の側面においては、センサーへの試料導入
前における、酸化された酸化還元媒介剤と、還元された
酸化還元媒介剤との相対的な比率が、同様に構成された
センサー間で比較的一定であることが好ましい。センサ
ー間での大きな変動は検度の信頼性を低下させるため、
同様に構成されたセンサー間でのこの比率についての変
動は、還元された媒介剤から求められる検量線の使用に
悪影響を及ぼす。本発明のこの側面においては、センサ
ーへの試料導入前に還元形である酸化還元媒介剤の百分
率は、同様に構成されたセンサー間で、約20％未満、好
ましくは約10％未満で変動する。
センサーへの試料導入前に還元された酸化還元媒介剤
の量を制御する方法の一つは、媒介剤の還元体を酸化す
る酸化剤を供給することである。最も都合のよい酸化剤
の一つがO2である。酸素は、通常、この酸化作用の実行
にすぐに利用できる。酸素は、センサーを空気に曝露す
ることで供給することができる。更に、大部分のポリマ
ーおよび液体は、特別な予防手段を採らない限り、空気
からO2を吸収する。通常、例えば１ヶ月以下、好ましく
は１週間以下、更に好ましくは１日以下の有用期間に及
ぶ保存または空気への曝露において、空気酸化され得る
（すなわち、O2酸化し得る）媒介剤の少なくとも90％が
酸化形で存在する。
空気酸化（すなわち、O2酸化）でき、電子伝達能を有
する好適な媒介剤については前述した。有用な媒介剤の
群は、１以上の含窒素ヘテロ環を有する配位子に配位ま
たは結合したオスミウム錯体である。特に、モノ−、ジ
−およびポリアルコキシ−2,2'−ビピリジンまたはモノ
−、ジ−およびポリアルコキシ−1,10−フェナントロリ
ンと錯化したオスミウムである。ここで、アルコキシ基
は、水への溶解度を十分に維持するような炭素と酸素と
の割合を有し、空気酸化され得るものである。これらの
オスミウム錯体は、通常、適当なビピリジンまたは適当
なフェナントロリン配位子を２個有している。但し、２
個の配位子は同種である必要はない。これらのオスミウ
ム錯体は、更に、ピリジンおよびイミダゾールなどの含
窒素ヘテロ環を１以上有するポリマーリガンドと錯化し
ている。好ましいポリマーリガンドとしては、ポリ（４
−ビニルピリジン）、更に好ましくはポリ（１−ビニル
イミダゾール）、またはそれらの共重合体が挙げられ
る。ポリ（１−ビニルイミダゾール）またはポリ（４−
ビニルピリジン）と錯化したOs［4,4'−ジメトキシ−2,
2'−ビピリジン］2Cl＋／＋２は、O2によってOs+2陽イ
オンがOs+3に酸化されるため、特に有用であると示され
ている。同様の結果が、Os［4,7−ジメトキシ−1,10−
フェナントロリン］2Cl＋／＋２、および、別のモノ
−、ジ−およびポリアルコキシビピリジンおよびフェナ
ントロリンの、同種ポリマーとの錯体についても期待で
きる。
酸化還元媒介剤の空気酸化が、被検体分析中に被検体
によって還元された媒介剤の実質的な一部がO2で酸化さ
れるほど急速である場合、空気酸化され得る媒介剤に関
して複雑な問題が生じる。これは、媒介剤が、電極での
電気酸化よりもむしろ酸化剤で酸化されるために、被検
体の量が少なく見積もられ、不正確な分析を招く。よっ
て、酸化還元媒介剤のO2との反応は、媒介剤の電気酸化
よりもゆっくりと進行することが好ましい。通常、還元
された媒介剤の５％未満、好ましくは１％未満が、分析
中に酸化剤で酸化される。
媒介剤の空気酸化の反応速度は、適当な錯化ポリマー
の選択によって制御できる。例えば、酸化反応は、ポリ
（１−ビニルイミダゾール）と配位結合したOs［4,4−
ジメトキシ−2,2'−ビピリジン］2Cl＋／＋２に対し
て、ポリ（４−ビニルピリジン）と配位結合した同種の
Os錯体よりも速く進む。適当なポリマーの選択は、予測
される被検体濃度および電極間に印加される電位に依存
し、これらはいずれも電気化学反応の速度を決定する。
従って、本発明の一実施形態において好ましい酸化還
元媒介剤は、以下の特性を有する。１）媒介剤は、被検
体以外の試料中またはセンサー内に存在する分子のいず
れとも（随意に第２の電子伝達剤を介して）反応しな
い。２）ほぼ全ての酸化還元媒介剤が、センサーへの試
料導入前にO2などの酸化剤で酸化される。３）酸化剤に
よる酸化還元媒介剤の酸化は、電極による媒介剤の電気
酸化に比べて遅い。
あるいは、酸化還元媒介剤が被検体の存在下で酸化さ
れ、電極で電気的に還元される場合は、酸化剤よりもむ
しろ還元剤が必要となる。還元剤および媒介剤の選択に
は、酸化剤について前述したのと同様の考察を適用す
る。
本発明の電気化学センサーにおける、安定な空気酸化
され得る酸化還元媒介剤の使用は、保存および包装にお
いて更なる利点を示す。空気酸化され得る酸化還元媒介
剤を含む本発明のセンサーは、酸素分子を含有する雰囲
気中で包装し、酸化還元種の80％以上、好ましくは90％
以上を酸化形に維持しながら、例えば１ヶ月を超える長
期間保存することができる。
光学センサー 本発明の空気酸化され得る酸化還元種は、別のタイプ
のセンサーに使用することができる。前述したオスミウ
ム錯体は、錯化したOs+2種とOs+3種との吸収スペクトル
および蛍光特性における相違のため、光学センサーにお
ける使用に好適である。酸化還元種の吸収、透過、反射
または蛍光の測定値は、（被検体と酸化還元種の間での
直接的または酵素などの第２の電子伝達剤を介した反応
後の）試料中の被検体量と相関している。この形態にお
いては、酸化還元媒介剤のモル量は、化学量論的に、セ
ンサーの測定領域を満たすと理論的に予測される被検体
のモル量よりも大きい。
光導型光学ファイバーセンサーを含む標準的な光学セ
ンサーおよび測定方法に、空気酸化され得る媒介剤の使
用を適応させることができる。例えば、本発明の光学セ
ンサーは、空気酸化され得る酸化還元種と、好ましくは
被検体に応答し得る酵素とが被覆されて膜が形成され
た、光透過性または光反射性の支持体を含む。支持体の
膜は、試料が配置される測定領域の一つの境界を形成す
る。測定領域の他の境界はセルの形態で決まる。被検体
を含む試料で測定領域を満たした場合、好ましくは被検
体に応答し得る酵素との反応を介した、被検体による空
気酸化され得る媒介剤の還元が、光の透過、吸収もしく
は反射スペクトルまたは媒介剤の１以上の光波長での蛍
光における変化によって検出される媒介剤の酸化状態の
変化を引き起こす。
多電極センサーおよび校正 多電極センサーを、種々の理由のために使用すること
ができる。例えば、多電極センサーは、単一の試料を用
いて様々な被検体を分析するために使用することができ
る。多電極センサーの一実施形態は、１以上の作用電極
22を順に備え、各作用電極22が異なる測定領域を定めて
いる１以上の試料室を有する。作用電極の１以上が、例
えば適当な酵素などの、第１の被検体を分析するのに適
当な化学的試薬を備えており、残りの作用電極の１以上
が、第２の被検体を分析するのに適当な化学的試薬を備
えている。例えば、多電極センサーは、１）グルコース
濃度を測定するための、検出層にグルコースオキシダー
ゼを備えた１以上の作用電極と、２）ラクテート濃度を
測定するための、検出層に乳酸オキシダーゼを備えた１
以上の作用電極とを含む。その他の組み合わせも可能で
ある。
多電極センサーは、結果として得られる読みの精度を
改善するために使用することもできる。（全ての、また
は同じ被検体を検出する）作用電極の各々から測定値を
得て、それを平均し、より正確な読みを得ることができ
る。測定値は、その値と平均値との差が限界値を超える
場合は除外してもよい。この限界値は、例えば、平均測
定値の標準偏差などの統計学的なパラメータに基づいて
決定することができる。平均値は、除外した値を除いて
再び算出してもよい。更に、特定の電極に欠陥があると
推測できる場合、除外された値が得られた電極からのそ
の後の読みを、後の分析において無視してもよい。ある
いは、他の電極からの読みに基づいて除外される読みの
予定数が示された後のみ、特定の電極を除外することも
できる。
精度を向上させるための多電極センサーの使用におい
ては、各電極で複数の測定値を得て、それを平均して精
度を向上させることができる。この方法は、単電極セン
サーで使用して精度を向上させることもできる。
大量生産されたセンサーを使用する場合に、センサー
における測定領域の体積変動のために、分析の誤差が発
生する。測定領域の３寸法のうちの２つである長さおよ
び幅は、通常は比較的大きく、約１−5mmの間である。
このような寸法の電極は、２％以下の変動で容易に作製
できる。しかしながら、半微量の測定領域体積は、第３
の寸法が、長さまたは幅よりも１または２桁小さいこと
を要求する。前述したように、試料室の厚みは、通常、
約0.1から約0.01mmの間である。厚みに関する製造上の
変動は、所望の厚みと同等またはそれ以上とすることが
できる。従って、測定領域内の試料体積におけるこの不
確実性に関連して、方法を調整することが好ましい。
図５に示す本発明の一実施形態においては、複数の作
用電極42、44、46が基体48に備えられている。これらの
電極は、図示していない対電極が配置された、図示して
いない別の基体で覆われており、複数の対向電極対を提
供している。このセンサーにおける、電極対の作用電極
と対電極との間の離間距離の変動は、かなり減少する。
作用電極および対電極は、各電極対間に同一のスペーサ
ー28を備えた単一の基体上に各々設けられる（図３参
照）。
ここで、電極対を有する測定領域の体積の正確な測定
に使用でき、ノイズの低減に有用な多電極センサーの一
例を示す。この例においては、１つの作用電極42には、
不溶脱性の酸化還元媒介剤および不溶脱性の第２の電子
伝達剤（例えば、酵素）が設けられている。吸収体が、
作用電極42とそれに対応する対電極との間に配置されて
いてもよい。別の作用電極44は、電極上に、不溶脱性の
酸化還元媒介剤を含むが、第２の電子伝達剤は存在しな
い。更に、この第２の電極対は、作用電極44とそれに対
応する対電極との間に吸収体を備えていてもよい。随意
の第３の作用電極46は、電極に結合した酸化還元媒介剤
および第２の電子伝達剤を有しておらず、作用電極46と
それに対応する対電極との間には吸収体が存在していな
い。
試料室の厚みは、電極46（または、吸収体が存在しな
い場合の電極42、44のいずれか）とそれに対応する対電
極との間の、好ましくはいかなる液体もが存在しないと
きの、静電容量を測定することによって求められる。電
極対の静電容量は、電極の表面積、電極間の間隔および
プレート間物質の誘電率に存在する。空気の誘電率は不
変であるため、この電極配置の静電容量は数ピコファラ
ドである（または、電極と対電極との間に液体が存在す
る場合は、大部分の生体液の誘電率は約75であるという
前提で、約100ピコファラドである）。よって、電極の
表面積は既知であるため、電極対の静電容量の測定は、
測定領域の厚みを約１−５％の範囲内で測定することを
可能にする。
吸収体の空孔体積の量は、（第２の電子伝達剤を備え
ていない）電極44とそれに関係する対電極との間の、液
体を添加する前および後の静電容量を測定することによ
って求められる。液体を添加すると、液体は大きい誘電
率を有するため、静電容量は著しく増加する。液体が存
在する場合および存在しない場合の静電容量を測定する
ことにより、電極間の間隔および吸収体中の空孔体積、
並びに、反応領域における液体の体積を求めることがで
きる。
試料導入前に不均一な酸化状態で存在する酸化還元媒
介剤に起因するセンサーの誤差は、電極42および44の各
々に最も近い測定領域で、同時に試料を電気分解するこ
とによって測定できる。電極44においては、第２の電子
伝達剤が存在しないため被検体は電気分解されない（第
２の電子伝達剤が必要であると仮定する）。しかしなが
ら、試料導入前に混成した酸化状態にある（すなわち、
いくつかの酸化還元中心は還元形であり、いくつかは酸
化形である）酸化還元媒介剤の電気分解に起因して、小
さな電荷が移動する（小さい電流が流れる）。この第２
の電極対の間を移動する小さい電荷を、第１の電極対の
間を移動する電荷から差し引いて、酸化還元媒介剤の酸
化状態に起因した誤差を実質的に除去することができ
る。この操作は、容量性の充電および誘導性の電流に関
連する誤差だけでなく、アスコルビン酸塩、尿酸塩およ
びアセトアミノフェンなどの電気分解される別の妨害物
質に関連する誤差をも低減する。
別の電極配置においても、これらの方法（すなわち、
不確定成分の不存在下における静電容量測定および電量
測定）を使用して、妨害物質および測定する試料体積に
関する不正確な知識に起因する影雑音および誤差を低減
できる。１以上の電極対および前述した１以上の測定値
を含むプロトコルが明らかにされ、それは本発明の範囲
内である。例えば、静電容量測定には１つの電極対を要
するが、便宜的に追加的な電極対を使用してもよい。
実施例 以下の実施例によって、本発明を更に説明する。これ
らの実施例は、先に前述の説明において十分に示された
本発明の範囲を限定するものではない。本発明の概念の
範囲内での変形が当業者に明らかである。
実施例１ グルコース濃度測定のための小体積インビトロセンサー
の作製 図１に示した本発明の実施形態に対応させてセンサー
を構成した。作用電極をマイラーフィルム（デュポン）
上に形成した。マイラーフィルムは、厚さが0.175mm、
直径が2.5cmであった、約1cmの直径を有する厚さ約12ミ
クロンのカーボンパッドを、マイラーフィルム上にスク
リーン印刷した。厚さが12μｍであり、中心に直径4mm
の開口部を有する水に不溶性の誘電性絶縁体（インスレ
イヤー（Insulayer））で、炭素電極を被覆した。
誘電体で被覆されていない炭素電極の中心部は、酸化
還元媒介剤で被覆した。酸化還元媒介剤は、タイラー
（Taylor）等、ジャーナル オブ エレクトロアナリテ
ィカル ケミストリー（J.Electoroanal.Chem.,）396:5
11（1995）に記載されているように、グルコースオキシ
ダーゼを、ポリエチレングリコールジグリシジルエーテ
ルを用いてオスミウムポリマーと架橋することによって
得られたOs（4,4'−ジメトキシ−2,2'−ビピリジン）2C
l2と、ポリ（１−ビニルイミダゾール）を錯化させるこ
とによって生成した。酸化還元媒介剤におけるオスミウ
ムとイミダゾール官能期との比は、約1:15であった。厚
さ0.6μｍ、直径4mmの層状である作用電極上に、媒介剤
を配置した。電極上における媒介剤のカバレッジは約60
μg/cm2（乾燥重量）であった。電極の媒介剤で被覆さ
れた表面を取り囲むように、電極上にスペーサー材を配
置した。スペーサーは、ポリ（テトラフルオロエチレ
ン）（PTFE）製であり、厚さは約0.040mmであった。
吸収体を、作用電極の媒介剤で被覆された表面に接触
させて配置した。吸収体は、ナイロン（テトコ ニテッ
クス ナイロン３−10/2（Tetko Nitex nylon 3−10/
2））製であり、直径5mm、厚さ0.045mm、空孔体積が約2
0％であった。測定領域内の試料体積を、吸収体および
電極の寸法および特性から算出した。測定領域は、直径
4mm（電極表面を被覆する媒介剤の直径）、厚さ0.045mm
（ナイロン吸収体の厚さ）であり、0.57μＬの容積を有
していた。この空間の約80％がナイロンで充填されてお
り、残りの20％がナイロン吸収体内の空孔である。結果
として得られた測定領域内の試料体積は、約0.11μＬで
あった。
対／参照電極を、スペーサーおよび吸収体の作用電極
とは反対側の面に、２つの電極が互いに対向するように
接触させて配置した。対／参照電極は、約1cmの直径を
有する厚さ12ミクロンの銀／塩化銀層をスクリーン印刷
した、厚さ0.175mm、直径約2.5cmのマイラーフィルムで
構成した。
電極組立品の両側に配した平板を用いて、電極、吸収
体およびスペーサーを合わせて加圧した。平板はポリカ
ーボネートプラスティックで形成し、しっかりと締めて
センサーとともに保存した。電極は、使用前に48時間空
気中で保存した。
タブは、作用電極および対／参照電極の両方から伸ば
し、分析装置と電気的に接続した。ポテンショスタット
を使用し、作用電極を陰極として、作用電極と対／参照
電極との間に＋200mVの電位差を加えた。電極間に導電
性の経路が存在しないため、予測されることではある
が、試料の不存在下では電極間に電流は流れなかった。
試料室内のナイロン吸収体からの拡張部として形成さ
れたナイロン吸収体の小タブを介して、試料を導入し
た。試料と吸収体タブとが接続すると、液体は吸収体に
吸上げられた。試料室が満たされ、試料が電極に接触す
ると、電極間に電流が流れた。試料中のグルコース分子
が作用電極上のグルコースオキシダーゼに接触すると、
グルコース分子がグルコノラクトンに電気酸化された。
次に、オスミウム酸化還元中心が作用電極との反応によ
って再び酸化された。これにより電流が得られ、この電
流をクーロメトリー（イー ジー アンド ジー プリ
ンストン アプライド リサーチ モデル＃173（EG＆G
Princeton Applied Research Model＃173））によって
測定すると同時に積分した。
電気化学反応は、95％を超えるグルコースが電気的に
還元されたことを示す定常状態の値に電流が達するまで
続けた。一定の間隔をおいた電流測定によって得られた
電流曲線を積分し、電気化学反応の間に移動した電荷量
を求めた。この電荷を既知のグルコース濃度に対してプ
ロットし、検量線を作成した。
人工脳脊髄液の緩衝液または調整血清（バクスター−
デイド、モニトロール レベル１、マイアミ、エフ エ
ル（Baxter−Dade,Monitrol Level1,Miami,FL））中に
既知濃度のグルコースを、３−20mMグルコースの範囲で
含む溶液の0.5μＬアリコートを用いて、センサーを試
験した。人工脳脊髄液は、次の塩の混合物として調整し
た:126mMのNaCl、27.5mMのNaHCO3、2.4mMのKCl、0.5mM
のKH2PO4、1.1mMのCaCl2・2H2O、0.5mMのNa2SO4。
分析結果を表１および図７に示す。表１において、Q
avgは、３〜６個の同一測定用試料におけるグルコース
の電気分解に使用された平均電荷（図７は各測定用試料
についての電荷を示す）であり、90％立上り時間（90％
rise time）は、グルコースの90％が電気分解されるの
に要する時間に相当する。データは10−20％のセンサー
精度を示し、生理学的に関連する範囲内（30μg/dL−60
0μg/dL）はもちろん、低グルコース濃度に対しても十
分なセンサー感度が示された。
グルコース濃度の平均測定値を１以上の方程式に適合
させて、検量線を得た。図８に、表１のグルコース／緩
衝液のデータに対する検量線を示す。15.0mMグルコース
の測定値の一つは、測定値の平均値から標準偏差の２倍
以上離れていたため、この計算から除外した。高グルコ
ース濃度（10−20mM）は一次方程式に適合した。低グル
コース濃度は二次多項式に適合した。
図９は、不正確なグルコース濃度測定に基づく誤差結
果を求めるために、クラーク（Clark）等、ディアベー
ツ ケア（Diabetes Care）、５、622−27、1987で開発
された誤差格子（error grid）上にプロットした表１の
データを示す。グラフは、「正確な」グルコース濃度に
対して、測定したグルコース濃度をプロットしたもので
ある。なお、測定したグルコース濃度は、図７の各デー
タ点に対する図８の検量線を用いてグルコース濃度を算
出することによって求めた。Ａ領域内の点は正確であ
り、Ｂ領域内の点は臨床的に許容され、Ｃ、ＤおよびＥ
領域内の点は更に不適当であり、ついには危険な処置を
招くものである。
34個のデータ点が得られた。データ点のうち、91％が
Ａ領域にあり、６％がＢ領域にあり、３％がＣ領域にあ
った。１つの記録だけが、Ｃ領域に存在するように測定
された。この記録は評価から除外され、図９に示されて
いない。従って、97％の記録が臨床的に許容される領域
ＡおよびＢに存在した。
Os原子の総数が、Osの全てを還元し、その後に試料室
においてグルコースを含有しない緩衝液で電気酸化する
ことによって測定された。その結果、59.6±5.4μＣの
電荷が測定された。この結果と、表１のグルコースを含
有しない緩衝液の結果との比較により、Osの20％未満が
試料導入前に還元形で存在することが示された。還元形
のオスミウム量の変動性は、存在するオスミウムの総量
の５％未満である。
実施例２ 妨害物質に対するグルコースセンサーの応答 実施例１として前述したものと同様に構成したセンサ
ーを使用し、妨害物質に対するセンサーの応答を調べ
た。血中グルコース測定に対する主な電気化学的妨害物
質は、アスコルビン酸塩、アセトアミノフェンおよび尿
酸塩である。これら一般的な妨害物質の、通常の生理学
上または治療上（アセトアミノフェンの場合）の濃度範
囲は、 アスコルビン酸塩:0.034−0.114mM アセトアミノフェン:0.066−0.200mM 尿酸塩（成人男子）:0.27−0.47mM である。ティーツ（Tietz）、テキストブック オブ
クリニカル ケミストリー、シー．エー．バティスおよ
びイー．アール．アシュウッド編、ダブリュ．ビー．サ
ンダース コー．、フィラデルフィア1994年、2210−12
頁（Textbook of Clinical Chemistry,C.A.Burtis and
E.R.Ashwood,eds.,W.B.Saunders Co.,Philadelphia 199
4,pp2210−12）。
グルコースを含有しない妨害物質緩衝溶液を、上記生
理学上または治療上範囲の上限の妨害物質濃度で測定し
た。各測定において注入される試料体積は、0.5μＬで
あった。＋100mVまたは＋200mVの電位を電極間に印加し
た。妨害物質が存在する場合に記録された平均信号か
ら、緩衝液のみの（すなわち、妨害物質を含有しない）
溶液から得られた平均バックグラウンド電流を差し引く
ことによって、平均電荷（Qavg）を算出した。結果とし
て得られた平均電荷を、表１から得られるグルコース濃
度4mMおよび10mMに対する信号と比較し、妨害物質に起
因する誤差の割合を求めた。
これらの結果は、アスコルビン酸塩およびアセトアミ
ノフェンは、特に低電位測定においては、グルコースセ
ンサーに対する実質的な妨害にはならないことが示され
た。しかしながら、尿酸塩は重大な妨害を与える。例え
ば、これらの結果からの外挿によって求めた適当な電荷
量を、センサーのグルコース測定値の全てから差し引く
など、0.37mMの尿酸塩濃度に対するセンサーの応答を校
正することによって、この妨害を最小化できる。尿酸塩
濃度の0.10mMの変化（尿酸塩濃度の範囲は成人男性で0.
27−0.47mM）に起因する誤差は、4mMグルコースおよび1
00mVにおいて約６％である。
実施例３ グルコースデヒドロゲナーゼを備えたセンサー グルコースオキシダーゼをピロロキノリンキノングル
コースデヒドロゲナーゼに代え、実施例１の＋200mVの
電位に対するものとして＋100mVの電位を印加すること
以外は、実施例１の記載と同様のセンサーを作製し、本
実施例において使用した。結果を、下表３および図10の
グラフに示す。
結果より、グルコースデヒドロゲナーゼセンサーから
得られる電荷は、特に低グルコース濃度において、比較
用のグルコースオキシダーゼセンサーよりも更に大きい
ことが示された。4mMグルコース濃度に対して、２種の
センサーで得られた測定値は５ファクター（factor of
five）相違した。更に、グルコースデヒドロゲナーゼ
センサーは低電位で動作し、故に妨害反応の影響が低減
される。
更に、実施例１の結果に対して、表３の結果は、図10
に示すように全てが一次方程式に適合した。単一の線形
検量線は、単純なセンサー構成および動作に非常に好ま
しい。
また、表２の妨害物質の結果がこのセンサーに適用で
きると仮定すると、全ての妨害物質は、電位100mVにお
いて、3mMグルコース溶液に対して、７％未満の誤差を
誘発する。
実施例４ 体液流中の乳酸塩濃度の測定 本実施例のセンサーは、ガラス質炭素電極を備えたフ
ローセル（バイオアナリティカルシステム，インク．＃
MF−1025（BioAnalytical System,Inc.＃MF−1025）を
用いて構成した。フリーセルの電極を酸化還元媒介剤で
被覆し、作用電極を得た。この場合、酸化還元媒介剤
は、ポリ（１−ビニルイミダゾール）とOs（4,4'−ジメ
トキシ−2,2'−ビピリジン）2Cl2とを、イミダゾール官
能基15個毎にオスミウム１個の比率で錯化させることに
よって生成したポリマーであった。乳酸オキシダーゼ
を、ポリエテレングリコールジグリシジルエーテルを介
してポリマーと架橋させた。媒介剤は、カバレッジ500
μg/cm2、厚さ５μｍで電極を被覆することとした。媒
介剤は、液流中での付着を改善するため、トラックエッ
チングした（track−etched）ポリカーボネート膜（オ
ズモニクス−ポアティクス＃10550（Osmonics−Poretic
s＃10550））で被覆した。膜上には、試料室を限定し、
測定領域に相当する空隙を含む、単一の50μ厚のスペー
サーガスケット（バイオアナリティカルシステム，イン
ク．＃MF−1062）を配置した。フローセルを参照電極お
よび補助電極を含むセル台（バイオアナリティカルシス
テム，インク．＃MF−1005）に取付けることによって、
センサーの組立が完了した。
この場合、試料室は、媒介剤で被覆された0.031cm2の
表面積を有する電極と接触した、厚さ50μｍの円筒に相
当する。このセンサーの測定領域内の試料体積は、約0.
16μＬと算出された。
体液流の流速は５μL/分であった。標準三電極ポテン
ショスタットをセルのリードに取付け、酸化還元媒介剤
で被覆されたガラス質炭素電極と参照電極との間に、＋
200mVの電位を印加した。この電位は、ラクテートの酵
素を介した酸化を引き起こすのに十分である。
体液流はセンサーを流れ、ラクテート濃度に比例した
定常状態電流が測定された。周期的な間隔で体液流を停
止し、電極間に電流を、安定化した定常状態の電流の達
成が示されるように、測定領域内のほぼ全てのラクテー
トを電気酸化するまで流した。電流が定常状態に達する
までの流れの停止から記録される示差的電流の積分によ
って、ラクテートの電気酸化に要する総電荷Ｑを求め
た。そして、濃度を下記式によって算出した。
［ラクテート］＝Q/2FV （４） ここで、Ｖは、測定領域内の試料の体積であり、Ｆは、
ファラデー定数である。
この分析は、名目上のラクテート濃度が1.0、5.0およ
び10.0mMであるラクテート溶液を用いて行った。分析に
より測定された濃度は、各々、1.9、5.4および8.9mMで
あった。
実施例５ ポリ（１−ビニルイミダゾール）と錯化したOs（4,4'−
ジメトキシ−2,2'−ビピリジン）2Cl＋／＋２の酸化状
態の測定 三電極構造のセンサーを、エコセンサーズ リミテッ
ド、ロングハンボロー、イギリス（Ecosennsor Ltd.,Lo
ng Hanborough,England）からモデル名「大面積使い捨
て電極（large area disposable electrode）」とし
て、商業的に入手した。センサーは、平行に且つ同一平
面上に存在する作用電極、参照電極および対電極を含
む。作用面領域（0.2cm2）および対電極は印刷した炭素
で形成し、参照電極は印刷したAg/AgClで形成した。酸
化還元媒介剤で、炭素作用電極を被覆した。酸化還元媒
介剤は、ポリ（１−ビニルイミダゾール）とOs（4,4'−
ジメトキシ−2,2'−ビピリジン）2Cl2とを、Os陽イオン
１個にイミダゾール官能基15個の比率で錯化し、続い
て、ポリエテレングリコールジグリシジルエーテルを用
いてグルコースオキシダーゼをオスミウムポリマーと架
橋することによって生成した。
電極を、室温で24時間硬化させた。同一平面上の電極
アレーを緩衝化電解液に浸し、作用電極と参照電極との
間に＋200mVの電位（Os（II）からOs（III）に変換する
のに十分な電位）を印加した。
電位印加時には、検出不能な１μＣ未満の電荷が移動
した。その後の酸化還元媒介剤の還元および酸化によっ
て、全てのOsの形態がOs（II）からOs（III）に変換す
るのに、65μＣの電荷が得られた。すなわち、酸化還元
媒介剤中のOs陽イオンの98％が、所望の酸化されたOs
（III）形であった。
実施例６ ポリ（４−ビニルピリジン）と錯化したOs（4,4'−ジメ
トキシ−2,2'−ビピリジン）2Cl＋／＋２の酸化状態の
測定 作用電極上の酸化還元媒介剤を、ポリエテレングリコ
ールジグリシジルエーテルを介してグルコースオキシダ
ーゼと架橋した、Os陽イオン毎にピリジン基12個を有す
る、Os（4,4'−ジメトキシ−2,2'−ビピリジン）2Cl2の
ポリ（４−ビニルピリジン）との錯体に変えること以外
は、同様の作用／対／参照電極配置で、実施例５と同様
の実験を行った。
２個のセンサーを作製した。２個のセンサーの電極
は、室温で24時間硬化させた。そして、電極を緩衝化電
解液に浸し、作用電極と参照電極との間に＋200mVの電
位を印加した。
電極への電位印加時に、２個のセンサーにおいて、各
々、2.5μＣおよび3.8μＣの電荷が移動した。その後の
酸化還元媒介剤の還元および酸化によって、各々、27.9
μＣおよび28.0μＣの酸化電荷が得られた。すなわち、
センサーは初め、Os陽イオンの91％および86％を所望の
酸化されたOs（III）形で含んでいた。
実施例７ 光学センサー ガラススライドなどの透光性支持体上に架橋した酵素
を含む、酸化還元ポリマーフィルムを適用して、光学セ
ンサーを作製する。酸化還元媒介剤の量は、測定領域を
満たすと予測される被検体の最大量と、（化学量論的な
意味において）同等またはそれ以上とする。スペーサ
ー、吸収体および対向する支持体をしっかりと締め付け
る。試料室は、光が組み立てられたセンサーを通って光
学密度検出器または蛍光検出器に伝達するように適応さ
せる。試料で試料室を満たし、酸化還元媒介剤が酸化さ
れたときの、室内の酸化還元媒介剤の吸収、透過、反射
または蛍光の変化を、試料中のグルコース量と相関させ
る。
実施例８ 上腕ランセットスティックからの血液体積 本方法で得られた血液体積の再現性を測定するため、
一人の被験者の前腕をランセットで複数回突刺した。各
前腕の前面部分および左前腕の背面領域に13本を超える
ランセットスティックを突刺したにもかかわらず、被験
者は各スティックを実質的に痛みがないと認識した。
前腕は、ペイレスカラーランセット（Payless Color
Lancet）で突刺した。各スティックからの血液は１μＬ
の毛細管を用いて採取し、その体積は血液柱の長さを測
定で求めた。各スティックから得られた体積を表４に示
す。
本発明を、種々の特定および好適な実施形態および方
法を参照して説明した。しかしながら、本発明の趣旨お
よび範囲内において、多くの変形または改良が可能であ
ることは、通常の当業者に明らかである。
本明細書中の全ての刊行物および特許出願は、本発明
に関する通常の当業者の水準を示すものである。全ての
刊行物および特許出願を、各々の刊行物または特許出願
を参考として特記および別記した場合と同様の範囲で、
ここに参考として取り入れる。
フロントページの続き (72)発明者 ヘラー、アダム アメリカ合衆国、78731 テキサス州、 オースチン、バルバーン サークル 5317 (72)発明者 フェルドマン、ベンジャミン ジェイ. アメリカ合衆国、94618 カリフォルニ ア州、オークランド、コルビー ストリ ート 5830 (72)発明者 セイ、ジェイムズ アメリカ合衆国、94501 カリフォルニ ア州、アラメダ、パール ハーバー 2800 (72)発明者 ブリーク、マーク エス. アメリカ合衆国、94501 カリフォルニ ア州、アラメダ、カルハウン ストリー ト 2826 (72)発明者 トマスコ、マイケル エフ. アメリカ合衆国、95014 カリフォルニ ア州、カパーティノ、ポピー ドライブ 22528 (56)参考文献 特開 平８−285814（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−291153（ＪＰ，Ａ) 特開 平７−270373（ＪＰ，Ａ) 特開 昭60−211350（ＪＰ，Ａ) Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．，63（20）, ｐ．2268−2272 Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．，67（７）, ｐ．1240−1244 (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01N 27/327 G01N 21/76 G01N 21/78

Claims (43)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】試料中の被検体濃度を測定する電気化学セ
    ンサーであって、 少なくとも１つの作用電極と、少なくとも１つの対電極
    と、少なくとも１つの試料室とを含むセンサーであり、 少なくとも１つの前記試料室が、 （ｉ）試料を前記作用電極と電解的に接触させて保持
    し、１μＬ以下の試料を含む大きさの試料室、または、 （ii）少なくとも２方を前記作用電極および前記対電極
    によって境界づけられた測定領域であって、１μＬ以下
    の試料を含む大きさの測定領域を含む試料室であり、 前記作用電極上に不溶脱性の酸化還元媒介剤を含み、 センサーの使用時において、前記作用電極および前記対
    電極は、クーロメトリーにより被検体濃度を測定するた
    めの外部電子機器に接続される電気化学センサー。
  2. 【請求項２】更に、前記試料室内に少なくとも部分的
    に、または、前記測定領域内に少なくとも部分的に配置
    された吸収体を含む請求項１に記載のセンサー。
  3. 【請求項３】更に、酵素を含む第２の電子伝達剤を作用
    電極上に含み、前記第２の電子伝達剤が、前記作用電極
    上に固定化され、且つ／又は、不溶脱性である請求項２
    に記載のセンサー。
  4. 【請求項４】試料室または測定領域が、0.5μＬ以下の
    試料を含む大きさである請求項１〜３のいずれかに記載
    のセンサー。
  5. 【請求項５】試料室または測定領域が、0.2μＬ以下の
    試料を含む大きさである請求項１〜３のいずれかに記載
    のセンサー。
  6. 【請求項６】試料室または測定領域が、0.1μＬ以下の
    試料を含む大きさである請求項１〜３のいずれかに記載
    のセンサー。
  7. 【請求項７】酸化還元媒介剤が、作用電極上に固定化さ
    れている請求項１〜６のいずれかに記載のセンサー。
  8. 【請求項８】酸化還元媒介剤が空気酸化され得る酸化還
    元媒介剤であり、酸化還元媒介剤の少なくとも90％が試
    料導入前に酸化形である請求項１〜７のいずれかに記載
    のセンサー。
  9. 【請求項９】酸化還元媒介剤が、遷移金属錯体を含む請
    求項１〜８のいずれかに記載のセンサー。
  10. 【請求項１０】遷移金属錯体が、オスミウム、ルテニウ
    ム、鉄またはコバルトの錯体である請求項９に記載のセ
    ンサー。
  11. 【請求項１１】遷移金属錯体が、含窒素ヘテロ環を有す
    る少なくとも１つの配位子と錯化したオスミウムである
    請求項10に記載のセンサー。
  12. 【請求項１２】含窒素ヘテロ環を有する少なくとも１つ
    の配位子が、2,2'−ビピリジン、4,4'−ジメチル−2,2'
    −ビピリジン、4,4'−ジアルコキシ−2,2'−ビピリジ
    ン、1,10−フェナントロリン、4,7−ジメチル−1,10−
    フェナントロリン、4,7−ジアルコキシ−1,10−フェナ
    ントロリンまたはそれらの誘導体である請求項11に記載
    のセンサー。
  13. 【請求項１３】更に、１以上の追加的な作用電極を含む
    請求項１〜12のいずれかに記載のセンサー。
  14. 【請求項１４】少なくとも１つの作用電極および少なく
    とも１つの対電極が、少なくとも１つの対向電極対を形
    成し、各対が特定の被検体に応答する請求項１〜13のい
    ずれかに記載のセンサー。
  15. 【請求項１５】作用電極と対電極とが、0.2mm以下の離
    間距離を有する請求項14に記載のセンサー。
  16. 【請求項１６】作用電極と対電極とが、0.1mm以下の離
    間距離を有する請求項14に記載のセンサー。
  17. 【請求項１７】作用電極と対電極とが、0.05mm以下の離
    間距離を有する請求項14に記載のセンサー。
  18. 【請求項１８】少なくとも１つの対向電極対が、不溶脱
    性の酵素および酸化還元媒介剤を含む作用電極を含み、
    別の少なくとも１つの対向電極対が、酵素を含まずに不
    溶脱性の酸化還元媒介剤を含む作用電極を含む請求項14
    に記載のセンサー。
  19. 【請求項１９】更に、作用電極上に酸化還元媒介剤およ
    び酵素を有しない第３の電極対を含む請求項18に記載の
    センサー。
  20. 【請求項２０】作用電極が第１のアームを含み、対電極
    が第２のアームを含み、前記第１のアームの一部が前記
    第２のアームの一部と重なり、測定領域または試料室
    が、前記第１のアームおよび前記第２のアームの重複部
    の間に存在する領域を含む請求項１〜19のいずれかに記
    載のセンサー。
  21. 【請求項２１】少なくとも１つの対向電極対が凹部を有
    する基体を含み、作用電極および対電極の少なくとも一
    方が前記凹部内に配置されている請求項14に記載のセン
    サー。
  22. 【請求項２２】更に、親水性の充填剤を含み、前記充填
    剤が、測定領域内または試料室内に配置され、試料に有
    効な前記測定領域または前記試料室の容積を減少させる
    請求項１〜21のいずれかに記載のセンサー。
  23. 【請求項２３】10mMのグルコースを含む緩衝液におい
    て、グルコースを含まない緩衝液で生成する信号より
    も、少なくとも9.7倍大きい信号を生成する請求項22に
    記載のセンサー。
  24. 【請求項２４】試料中の被検体濃度を測定する方法であ
    って、 請求項１〜23のいずれかに記載の電気化学センサーに試
    料を接触させる工程と、クーロメトリーによって前記試
    料中の被検体濃度を測定する工程とを含む方法。
  25. 【請求項２５】接触させる工程が、試料を吸収体に接触
    させ、前記試料を試料室または測定領域に吸上げること
    によって実施される請求項24に記載の方法。
  26. 【請求項２６】試料室が、毛管作用によって満たされる
    請求項24に記載の方法。
  27. 【請求項２７】被検体濃度を測定する工程が、 作用電極と対電極との間に電位を印加することによっ
    て、測定領域に存在する被検体の少なくとも90％を５分
    未満で電気分解する工程と、 前記被検体を電気分解するのに用いられた電荷を測定す
    る工程と、 前記電荷を試料中の被検体濃度と相関させる工程とを含
    み、 測定する工程が、 前記被検体が電気分解されるときに、作用電極で発生す
    る電流を２回以上測定する工程と、 測定された電流を時間に渡って積算し、前記被検体を電
    気分解するのに用いられた電荷を得る工程とによって実
    施される請求項24に記載の方法。
  28. 【請求項２８】被検体の少なくとも90％を電気分解する
    工程が、作用電極と対電極との間に電位を印加すること
    によって、測定領域に存在する被検体の少なくとも90％
    を１分未満で電気分解する工程を含む請求項27に記載の
    方法。
  29. 【請求項２９】クーロメトリーによって被検体濃度を測
    定する工程が、 作用電極と対電極との間に電位を印加することによっ
    て、被検体の一部を電気分解する工程と、 電気分解の間に、作用電極で発生する電流を２回以上測
    定する工程と、 測定された電流に基づいて電流曲線を外挿する工程と、 前記電流曲線を時間に関して積分し、被検体の少なくと
    も90％を電気分解するのに要する電荷を得る工程と、 前記電荷を試料中の被検体濃度と相関させる工程とを含
    む請求項24に記載の方法。
  30. 【請求項３０】電気化学センサーが、第１の電極対およ
    び第２の電極対を含み、各対が作用電極を含んでおり、
    前記第１の電極対が不溶脱性の酸化還元媒介剤および不
    溶脱性の酵素を作用電極上に含み、前記第２の電極対が
    酵素を含まずに不溶脱性の酸化還元媒介剤を作用電極上
    に含む請求項24に記載の方法。
  31. 【請求項３１】被検体濃度を測定する工程が、 第１の電極対で発生する第１の電流および第２の電極対
    で発生する第２の電流を実質的に同時に、２回以上測定
    する工程と、 測定された前記第１の電流を時間に渡って積算し、第１
    の電荷を得る工程と、 測定された前記第２の電流を時間に渡って積算し、第２
    の電荷を得る工程と、 前記第１の電荷から前記第２の電荷を差し引き、ノイズ
    が低減された電荷を得る工程と、 被検体濃度を、ノイズが低減された電荷と相関させる工
    程とを含む請求項30に記載の方法。
  32. 【請求項３２】センサーが作用電極上に酸化還元媒介剤
    を含み、試料導入前に還元形である前記酸化還元媒介剤
    のモル量が、化学量論的に、電気分解される被検体の予
    測されるモル量の５％未満であり、 被検体濃度を測定する工程が、１μＬ未満の試料を電気
    分解する工程を含む請求項24に記載の方法。
  33. 【請求項３３】皮膚突刺し部材を含む患者試料を得るた
    めの試料採取手段と、 請求項１〜23のいずれかに記載の電気化学センサーと、 前記試料採取手段によって得られた試料を試料室または
    測定領域に輸送するための輸送手段とを含む被検体測定
    装置。
  34. 【請求項３４】皮膚突刺し部材がランセットである請求
    項33に記載の装置。
  35. 【請求項３５】皮膚突刺し部材が、センサーと一体化し
    ている請求項33または34に記載の装置。
  36. 【請求項３６】患者試料中の被検体濃度を測定する方法
    であって、 患者試料を得るための試料採取手段と、試料中の被検体
    濃度を測定するための請求項１〜23のいずれかに記載の
    電気化学センサーとを含む被検体測定装置に、患者を接
    触させる工程と、 前記試料採取手段を用いて試料を採取する工程と、 前記試料の一部を前記電気化学センサーの測定領域また
    は試料室に輸送する工程と、 クーロメトリーによって前記試料中の被検体濃度を測定
    する工程とを含む方法。
  37. 【請求項３７】試料採取手段が、センサーと一体化して
    いる請求項36に記載の方法。
  38. 【請求項３８】試料採取手段が皮膚突刺し部材を含み、
    試料を採取する工程が、患者の指を除いた患者の皮膚を
    突刺して試料を得る工程を含む請求項36または37に記載
    の方法。
  39. 【請求項３９】皮膚突刺し部材がランセットである請求
    項38に記載の方法。
  40. 【請求項４０】試料中の被検体濃度を測定する方法であ
    って、 センサーに試料を接触させる工程と、 試料中の被検体濃度を、被検体の存在下における前記酸
    化還元媒介剤の酸化状態の変化と相関させる工程とを含
    み、 前記センサーが、少なくとも１つの支持体と、少なくと
    も１つの試料室とを含み、少なくとも１つの前記試料室
    が、 （ｉ）試料を前記支持体と電解的に接触させて保持し、
    １μＬ以下の試料を含む大きさの試料室、または、 （ii）少なくとも２方を前記支持体によって境界づけら
    れた測定領域であって、１μＬ以下の試料を含む大きさ
    の測定領域を含む試料室であり、 前記支持体上に不溶脱性の酸化還元媒介剤を含み、前記
    酸化還元媒介剤は空気酸化され得る酸化還元媒介剤であ
    り、その少なくとも90％が試料導入前に酸化形であり、 前記支持体を被覆し、前記酸化還元媒介剤と接触した、
    酵素に代表される第２の電子伝達剤を含み、前記第２の
    電子伝達剤が前記支持体上に固定化されたセンサーであ
    り、 前記被検体濃度を相関させる工程が、 前記酸化還元媒介剤に光を照射する工程と、 光照射に対する前記酸化還元媒介剤の応答を測定する工
    程と、 試料中の被検体濃度を、測定された前記酸化還元媒介剤
    の応答と相関させる工程とを含む方法。
  41. 【請求項４１】請求項１〜23のいずれかに記載のセンサ
    ーと、 前記センサーに接続されたクーロメーターとを備えた被
    検体測定装置。
  42. 【請求項４２】試料中の被検体濃度を測定する測定装置
    であって、 a.少なくとも１つの作用電極と、少なくとも１つの対電
    極と、少なくとも１つの試料室とを含むセンサーであ
    り、 少なくとも１つの前記試料室が、 （ｉ）試料を前記作用電極と電解的に接触させて保持
    し、１μＬ以下の試料を含む大きさの試料室、または、 （ii）少なくとも２方を前記作用電極および前記対電極
    によって境界づけられた測定領域であって、１μＬ以下
    の試料を含む大きさの測定領域を含む試料室であり、 前記作用電極上に不溶脱性の酸化還元媒介剤を含む電気
    化学センサーと、 b.前記試料中の被検体濃度を測定するためのクーロメー
    ターとを含む測定装置。
  43. 【請求項４３】センサーが、請求項１〜23のいずれかに
    記載のセンサーである請求項42に記載の測定装置。
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