专利名称：：测量用具的制作方法
技术领域：
：本发明涉及一种用于测量血液等试料液中的特定成分(例如葡萄糖或者胆固醇)浓度的测量用具。
背景技术：
：作为测量试料液中的特定成分的浓度的方法，例如有利用电化学手段的方法。在该方法中，例如利用试料液、氧化还原酶以及电子传送物质构筑成反应体系，另一方面，利用电极对该反应体系施加电压，基于此时的响应电流值来计算特定成分的浓度。这样的反应体系构筑在设置有例如包含氧化还原酶和电子传送物质的试药部的生物传感器上。在反应体系中，通过氧化还原酶的催化作用而使特定成分与电子传送物质产生氧化还原反应，因此，作用为还原型(或者氧化型)的电子传送物质的量就反映了特定成分的浓度。另一方面，响应电流作为与反应体系中生成的还原型(或者氧化型)电子传送物质和电极间的电子移动量相关的现象而被得到。因此，响应电流的测量精度对浓度测量精度有很大影响。在这种方法中，例如当采用全血(含有血球状态的血液)作为试料液时，因存在于电极表面上的血球而会阻碍电极和电子传送物质之间的电子移动。结果，测量的响应电流值随着血球数的增加而变为低值，从而产生测量误差。此外，若血液中的血球比例(血球比率值)不同，则即使葡萄糖浓度相同，所测量的响应电流值也不一样。从而提出了应消除这种不良情况而在测量用具中分离血液中的血球的方法。所谓分离血球的方法，例如有下述方法在测量用具的导入血液等试料液的部分设置分离膜的方法(例如参照日本特开平8-114539号公报和日本特表2002-508698号公报)，或者通过高分子膜覆盖电极表面的方法(例如参照日本特开平6-130023号公报、日本特开平9-243591号公报以及日本特开2000-338076号公报)。但是，对于在测量用具中过滤血球的方法来说，因为有必要使血浆成分透过分离膜，所以使血浆到达电极表面所用的时间变长，从而使测量时间变长。为了解决这种不良情况，虽然只需确保大量的应使用的全血的量即可，但是，此时增添了使用者的血样采集负担。
发明内容本发明的目的在于抑制血液中固体成分的影响、保持较短的测量时间、并能利用较少的试料液精度良好地进行浓度测量。本发明提供一种测量用具，其包括使含有固体成分的试料液移动并用于提供液相反应场的流路、以及用于向上述液相反应场施加电压的第一和第二电极，其中，上述第一电极具有在介由上述第一和第二电极向上述液相反应场施加电压时、用于向上述液相反应场供给电子或者从上述液相反应场接受电子的电子授受界面，上述测量用具特征在于具有浓縮机构，用于提高上述液相反应场中的与上述电子授受界面接触的部分的固体成分的浓度。浓縮机构例如由含有吸水性高分子材料的吸水层所构成。吸水性高分子材料能够吸收液体成分直到可完成本发明目的程度，而且该吸水量必须对测量结果不产生影响。为此，作为吸水性高分子材料，优选使用具有10500g/g吸水能力的物质。上述测量用具作为例如具有形成有第一和第二电极的基板以及层积于该基板上的盖体而构成。吸水层例如膜形成于上述盖体的至少与上述电子授受界面相对的部分上。此时，吸水层优选形成为不吸水时和吸水时的基板厚度方向的尺寸分别为流路的厚度方向尺寸的1/301/10和1/53/5。吸水层可以形成为水溶性。吸水层可以跨越流路的全长或者大致全长而形成。通过作为含有吸水性高分子材料的部件而形成盖体，由盖体构成这种吸水层。4吸水层可构成为相对盖体承载有包含吸水性高分子的粉末。上述粉末在不吸水时的重量平均粒子直径例如为1001000Pm。这是考虑到在平均粒子直径为小得不合适的情况下，难以按照可吸收充足的水分以达到实现目的程度的方式而形成吸水层，另一方面，在平均粒子尺寸为大得不合适的情况下，会过于妨碍流路中水分的移动。吸水层可以设置于比电子授受界面更靠近流路的试料液流动方向的下游侧。该吸水层例如设置在基板和盖体的至少一方上。此时的吸水层按照能够将固体成分浓縮至目标要求的方式，使试料液的流动方向的尺寸为相对于从流路的入口到上述电子授受界面的试料液的流动方向的最下游点之间的距离的1/41/2。根据同样的理由，吸水层优选以在吸水时、形成流路的吸水层部分的厚度尺寸为015um的方式形成。吸水层以具有相对电子授受界面而在上游侧邻接位置和在下游侧邻接位置中的至少一方的位置上形成的部分的方式而形成。此时的吸水层优选具有相对电子授受界面而在上游侧邻接位置上形成的部分和在下游侧邻接位置上形成的部分的双方，例如以包围电子授受界面周围的方式形成。浓縮机构被设置在比电子授受界面更靠近流路的试料液移动方向的下游侧，而且可以由用于阻挡固体成分移动的难吸水性的障碍部所构成。障碍部以形成流路的障碍部的部分的流路厚度尺寸为515Pm的方式而形成，使得能够以实现目标来浓縮固体成分。作为本发明的测量用具的测量对象的试料液，典型来讲，例举有含有作为固体成分血球的血液。当然，本发明的测量用具可广泛应用在含有固体成分的试料液，作为测量对象的试料液并不局限于血液。图1是本发明第一实施方式的生物传感器的整体立体图。图2是图1所示生物传感器的分解立体图。图3是沿着图i的in-m线的截面图。图4A和图4B是用于说明在生物传感器内部流路中的血液移动状态的与图3相当的截面图。图5是将图1所示的生物传感器安装在浓度测量装置上的状态的模式图。图6表示的是本发明第二实施方式的生物传感器的与图3相当的截面图。图7表示的是本发明第三实施方式的生物传感器的与图3相当的截面图。图8A和8B表示的是本发明第四实施方式的生物传感器的与图3相当的截面图。图9表示的是本发明第五实施方式的生物传感器的与图3相当的截面图。图IOA和10B表示的是从图9所示的生物传感器上取下盖体和间隔件后的状态的立体图。图11是第一实施例的生物传感器的响应电流值的经时过程的曲线图。图12是第一比较例的生物传感器的响应电流值的经时过程的曲线图。图13是第一实施例的生物传感器的血球比率值(Hct)的影响的曲线图。图14是第一比较例的生物传感器的血球比率值(Hct)的影响的曲线图。具体实施例方式以下，参照附图对本发明的第一实施方式至第五实施方式进行具体说明。首先，参照图1至图5并以测量血糖值的情况为例对本发明的第一实施方式进行说明。图1以及图2所示的生物传感器1用于测量血液中的葡萄糖浓度，其被安装在浓度测量装置2(参照图5)上来使用。该生物传感器1具有相对长矩形的基板3并介由一对间隔件40、41而层积有盖体5的结构，如图3所示，由这些元件3、40、41、5形成空腔6。6空腔6具有利用毛细管现象使血液移动并用于保持血液的内部流路60。该内部流路60沿着基板3的短边方向延伸，经由端部开口61、62而与外部连通。端部开口61用于向内部流路60导入血液，端部开口62用于当血液在内部流路60中行进时、排出内部流路60的气体。如图1至3所示，一对间隔件40、41相对基板3与盖体5结合、用于规定空腔6的内部流路60的尺寸。一对间隔件40、41沿着基板3的短边方向延伸，并在基板3的长边方向隔开间隔来配置。在基板3的上面30形成有沿着基板3的长边方向延伸的作用极31和对极32。在基板3的上面30还设置有连续横切作用极31和对极32的试药部33。作用极31的与试药部33接触的部分构成了电子授受部31a。试药部33例如形成为含有氧化还原酶和电子传送物质的固体形状。作为氧化还原酶，例如使用葡萄糖氧化酶或者葡萄糖脱氢酶。电子传送物质通过施加电压或者反应而被氧化或者还原，在血糖值的测量中，例如使用铁氰化钾作为电子传送物质。在本实施方式中，在供给血液前的阶段作为氧化型含有电子传送物质。如图2以及图3所示，在盖体5的一侧面50上形成有吸水层51。该吸水层51在盖体5的一侧面50上以与作用极31的位于内部流路60的电子授受部31a相对的方式而形成。这样的吸水层51可以通过将含有吸水性高分子材料的吸水片粘贴在盖体5上形成。该吸水层51例如形成为不吸水时的厚度尺寸是内部流路60高度的1/301/10、吸水时的厚度尺寸是内部流路60高度尺寸H的1/53/5。作为吸水性高分子材料，可以使用例如吸水能力在10500g/g的材料。更具体地说，作为吸水性高分子材料，例如可以使用丙烯酸盐聚合物交联物、乙烯醇-丙烯酸盐共聚物的交联物、无水马来酸接枝聚乙烯醇交联物、交联异丁烯-无水马来酸共聚物、羧甲基纤维素的碱盐交联物、聚丙烯酸部分中和物交联体。对于吸水层51来说，其整体可以由吸水性高分子材料形成，也可作为混合有吸水性高分子材料和另外的非吸水性高分子材料的层而形成。吸水层51例如可以通过当将在溶剂中溶解有吸水性高分子材料的溶液涂敷在盖体5上以后使其干燥而形成。如图5所示，浓度测量装置2具有第一和第二端子20a、20b、电压施加部21、电流值测量部22、检测部23、控制部24、运算部25以及显示部26。对于第一和第二端子20a、20b来说，当相对浓度测量装置2安装有生物传感器1时，其用于与生物传感器1的作用极31和对极32的端部31b、32b接触。电压施加部21用于介由第一以及第二端子20a、20b向生物传感器1的作用极31和对极32之间施加电压。电压施加部21与第一和第二端子20a、20b电气连接。电压施加部21例如作为具有干电池或者充电电池的直流电源的结构而构成。电流值测量部22用于在通过电压施加部21向作用极31和对极32的端部31b、32b之间施加电压时测量电流值。检测部23在生物传感器1被安装在浓度测量装置2上以后，根据由电流值测量部22测量的电流值来检测是否向试药部33(参照图l图3)供给了试料液。控制部24用于控制电压施加部21选择向作用极31以及对极32之间施加有电压的状态和没有施加的状态。运算部25用于根据在电流值测量部22测量到的电流值来计算血糖值。运算部25例如构成为可以根据测定电流的方法来计算血糖值。检测部23、控制部24以及运算部25例如可以通过向一个CPU连接多个存储器(例如ROM或RAM)而构成。显示部26除了显示运算部25的运算结果以外，还用于显示例如作为错误的目标或者操作顺序等，例如由液晶显示装置所构成。下面，对使用了生物传感器1以及浓度测量装置2的血糖值的测量顺序加以说明。如图5所示，首先将生物传感器1安装在浓度测量装置2上。从而，生物传感器1的作用极31以及对极32的端部31b、32b与浓度测量装置2的第一以及第二端子20a、20b接触。在该状态下，可以介由第一以及第二端子20a、20b向作用极31以及对极32之间施加电压。在实际测量中，从将生物传感器1安装在浓度测量装置2的时刻开始向作用极31以及对极32之间施加衡定电压。施加在作用极31和对极32之间的衡定电压例如被设定在1001000mV的范围内。在本实施方式中，向作用极31和对极32之间施加的衡定电压要持续进行到测量用于计算血糖值的响应电流。接着，经由生物传感器1的端部开口61供给血液。如图4A和图4B所示，血液BL通过毛细管现象从空腔6的端部开口61向着端部开口62而在内部流路60中行进。对于血液BL的导入来说，如图4B所示，进行到血液BL到达端部开口62、且空腔6的内部流路60由血液BL所填充。在其过程中，由血液BL来溶解试药部33(参照图4A)，从而在内部流路60中构筑成液相反应体系。此时，在吸水层51中，血液BL中的血浆成分被吸水，从而吸水层51的厚度变大。因此，血球B1的移动受到吸水层51阻碍，作用极31的电子授受部31a的表面或者周围的血球B1的浓度变高。在液相反应体系中，利用氧化还原酶来氧化血液BL中的葡萄糖并使电子传送物质成为还原型。在电压施加状态下，作为还原型的电子传送物质移动到作用极31的电子授受部31a的表面，向电子授受部31a供给电子从而恢复到氧化型的电子传送物质。供给到电子授受部31a的电子量，经由第一以及第二端子20a、20b而在电流值测量部22作为响应电流而被测量。另一方面，在电流值测量部22中测量的响应电流值在检测部23中加以监视，在响应电流值超过阈值的时刻，检知部23检测到血液被供给到试药部33、以及试药部33溶解。当在检测部23检测到已供给血液时，在检测部23判断从该检测开始是否经过了一定时间。当在检测部23判断经过一定时间时，在电流值测量部22中测量响应电流值，基于该响应电流值在运算部25计算血糖值。血糖值的运算是当将响应电流值换算为电压值之后、通过使该电压值与预先作成的表示电压值和血糖值之间关系的标准线进行对照来运算的。运算部25的运算结果例如显示在显示部26上。在本实施方式中，当血液BL已被供给到空腔6的内部流路60内时，在吸水层51中使血液BL的血浆成分吸水，从而作用极31的电子授受部31a的表面或者周围的血球Bl浓度升高。因此，电子授受部31a的表面或者周围大致成为与供给高血细胞比容值的血液BL相同的状9态。此外，作为吸水性高分子材料例如若使用吸水能力为10500g/g的材料，则越是低血细胞比容值的血液BL，吸水层51越吸收更多的血浆。其结果，在吸水层51的周围无论血细胞比容值的高低，都可以达成相同程度的高血细胞状态。生物传感器1还能够消除在测定用具中分离血液中的血球时产生的不良情况。即，在分离血球的方法中，虽然有必要使血浆成分通过分离膜，但是测定时间变长，此外，相对于供给量来说可供反应使用的血液量变少。与其相对，在生物传感器l中，因为血液BL在通过空腔6的内部流路60时没有分离膜这类障碍，所以也不会如使用分离膜时那样使测定时间变长。此外，在生物传感器1中，因为供给到空腔6的内部流路60中的大部分血液BL能够与试药部33的氧化还原酶反应，所以即使是对于微量血液BL也可以合适地进行浓度测定。接着，参照图6对本发明的第二实施方式的生物传感器进行说明。在图6所示的生物传感器1A中，吸水层51A跨越空腔6的全长而形成。对于该吸水层51A来说，可以例如使用吸水性高分子材料形成吸水薄片，通过将该吸水薄片贴着在盖体上而形成。吸水层51A还可以通过将吸水性高分子材料与粘接成分一起溶解于溶剂中的溶液涂敷在盖体上并使其干燥而形成。因为跨越空腔6的全长而形成吸水层，所以盖体5的全体具有吸水性，可以将盖体5的全体作为吸水层而构成。例如可以将吸水性高分子材料和其它树脂材料混合来作为成形材料、并使用该成形材料进行树脂成形而形成这种吸水层(盖体)。接着，参照图7对本发明的第三实施方式的生物传感器进行说明。在图7所示的生物传感器1B中，吸水层51B作为具备吸水性高分子颗粒的物质而构成。该吸水层51B的结构是使双面带51Ba的一面具有吸水性高分子颗粒51Bb，利用两面带的另一面的粘接性而粘贴在盖体上。作为吸水性高分子优选使用重量平均粒子直径为1001000nm的物质。接着，参照图8A以及图8B对本发明的第四实施方式的生物传感器进行说明。在图8A所示的生物传感器1C中，吸水层51C形成于比作用极31的电子授受部31a更靠近血液流动方向的下游侧的基板3上。但是，吸水层51C也可以形成于盖体5上。如图8B所示，在该生物传感器1C中，如果血液BL导入到空腔6内，则吸水层51C膨胀，形成空腔6的吸水层51C部分的空间截面积变小。其结果，血球B1的移动由吸水层51C所阻碍，血球B1滞留在电子授受部31a附近，在电子授受部31a周围的血球Bl的浓度变高。为了这样有效发挥作用，吸水层51C最好是在血液充满空腔6时、以吸水层51C和空腔上面的距离L为015Mm的方式而形成。此外，为了进一步可靠地提高电子授受部31a周围的血球Bl的浓度，优选为较大地设计吸水层51C的血液BL的流动方向的尺寸Wl。这时的尺寸Wl优选设定为从空腔6的入口端68到电子授受部31a的下游侧端31a，的距离W2的1/41/2程度。与图8A以及图8B所示的吸水层51C相同的功能也可以通过设计非(难)水溶性的障碍部来实现。即，并不是通过吸收血浆成分而膨胀使血球滞留，而是通过形成障碍部而在供给血液以前预先使空腔6的电子授受部31a的下游侧的截面尺寸变小。对于该障碍部来说，优选障碍部和基板(或盖体)的距离(相当于图8B的L)为515^m而形成。障碍部也可以形成于基板以及盖体的任何一个上。接着，参照图9、10A以及图10B对本发明的第五实施方式的生物传感器进行说明。在图9所示的生物传感器1D中，吸水层51D作为具有与作用极31的电子授受部31a邻接的部分的吸水层而形成。如图10A所示，吸水层51D相对于电子授受部31a(参照图9)可以配置在上游侧以及下游侧两个地方。如图10B所示，也可以形成矩形框状。在图10A所示的方式中，可以省略两个吸水层51D中的一个吸水层51D。以上，虽然基于实例对测定血液中的葡萄糖浓度的情况进行了说明，但是本发明也可以适用于测定血液中的其它成分，例如胆固醇、乳酸、胆红素等，而且也可以适用于除血液以外的试料液。实施例以下，对本发明的生物传感器在响应电流值的测定中降低了血液中所含有的血球的影响进行证实。(第一实施例)(葡萄糖传感器的制成)在本实施例中，形成了与图1至图4所示的传感器相同结构的生物传感器。在该生物传感器中，空腔6的内部流路60的长度尺寸L、宽度尺寸W以及高度尺寸H分别为3mm、lmm以及40|am(参照图1以及图3)。作用极31以及对极32通过使用碳墨(日本Acheson(7千乂乂)制"Electrodag423SS")的丝网印刷而形成。试药部33是由导电层以及酶含有层构成的双层结构。电子传送层通过将含有导电物质的第一材料液0.4nL涂敷在基板3上以后、再进行送风干燥(30°C、10%Rh)第一材料液而形成。酶含有层通过在将含有氧化还原酶的第二材料液0.3pL涂敷在电子传送层上以后、再进行送风干燥(30°C、10%Rh)第二材料液而形成。对于第一材料液来说，其是通过放置一至三天以号码顺序混合下述表1的用①④表示的液体成分的混合液以后，将电子传送物质添加到该混合液中而调制成的。第二材料液是通过使氧化还原酶溶解在0.1%CHAPS中而调制成的。电子传送物质使用[Ru(nh3)6]Cl3(同仁化学研究所制"LM722")，作为氧化还原酶使用PGGGDH(葡萄糖脱氢活性为800U/mg)。表l:第一材料液的组成(除导电物质以外)<table>tableseeoriginaldocumentpage12</column></row><table>在表1等中，SWN是产品"少一iry卜夕^f卜SWN"的简略标号，CHAPS是3-[(3-cholamidopropyl)dimethylammonio]propanesulfonicacid(3-[(3-胆氨基丙基)二甲氨]丙磺酸)的简略标号，ACES是N一(2-acetamido)-2-aminoethanesulfonicacid(N-(2匿乙酷氣基)-2-氛基乙磺酸)简略标号。作为SWN使用〕一7°亇S力少(CoopChemical)(株)制"3150"，作为CHAPS使用同仁化学研究所制"KC062"，作为ACES使用同仁化学研究所制"ED067"。另夕卜，ACES溶液以pH为7.5的方式调制。吸水层51通过将含有吸水性高分子的涂敷材料O.l)iiL涂敷在盖体5的目标部位上后、再进行送风干燥(30°C、10%Rh)涂敷材料并以膜厚为2pm的方式而形成。作为涂敷材料使用相对于甲醇100重量份溶解吸水性高分子(住友精化(株)制"7夕了〕一夕(AQUACALK)")7重量份的涂敷材料。(响应电流的测定)对于响应电流来说，是使用上述构成的生物传感器，对葡萄糖浓度为447mg/dL且血细胞比容值(以下称为"Hct")不同的三种血液(Hct20%、Hct42%、Hct69%)作为经时过程(timecourse)而测定的。各Hct的血液各测定五次响应电流。此时，相对于生物传感器1的内部流路60的血液供给量为0.5pL，向作用极31和对极32之间的施加电压为500mV。其结果如图11所示。另一方面，基于供给血液五秒后的响应电流值来研究Hct的影响。其结果如图13所示。在图13中，横轴为Hct(%)、纵轴为Hct42。/。时的偏离响应电流值的量(Bias(%))。在图13中，Bias(%)表示五次测定的平均值。第一比较例在本比较例中，第一实施例的生物传感器是使用省略吸水层的方式的生物传感器，与第一实施例一样，关于Hct不同的三种类的血液，测定响应电流值的经时过程。关于各Hct的血液，各测定五次响应电流值。其结果如图12所示。另一方面，基于从开始供给血液五秒后的响应电流值，与实施例一样研究Hct的影响。其结果如图14所示。实验结果的考察参照图11以及图12可知在测定Hct不同血液的情况下，第一实施例的生物传感器与第一比较例的生物传感器相比，有响应电流值更快收束的倾向。具体地说，第一，例如只注意响应电流值的五秒值就可知第一实施例的生物传感器与第一比较例的生物传感器相比，Hct20。/。的情况与Hct69。/。的情况的响应电流值的差变小；第二，在第一实施例的生物传感器中，在八秒左右，各样品的响应电流值均一化。与其相对，在第一比较例的生物传感器中，各样品响应电流值的均一化则需要十五秒左右。其结果意味着第一实施例的生物传感器与第一比较例的生物传感器相比，在短的测定时间内可以适当地进行浓度测定。此外，因为当第一实施例以及第一比较例的生物传感器的空腔6的内部流路60的容积为0.5|aL时的容积小，所以可以说第一实施例的生物传感器可以精度良好地测定微量血液。另外，第一实施例的生物传感器与第一比较例的生物传感器相比，再现性低，这认为是因为由于在形成吸水层51时通过手操作来进行涂敷材料的涂敷，因此在吸水层51上形成状态有偏差。从而认为只要形成均质的吸水层51就可改善再现性。由图13以及图14可知在Hct为2069%的范围内，关于从开始供给血液五秒后的响应电流值，相对于在第一实施例的生物传感器中Bias为+5%左右，在第一比较例的生物传感器中Bias为±20%左右。即，第一实施例的生物传感器与第一比较例的生物传感器相比，Hct对响应电流值的影响变小。由该结果可知只要如第一实施例的生物传感器那样设计吸水层51，就降低了血液的Hct的影响。如以上说明的那样，使用本发明的测定用具，抑制了试料液中的固体成分的影响，在縮短测定时间的同时也维持了测定时间，通过少的试料液可以精度良好地测定浓度。1权利要求1.一种测量用具，其包括使含有固体成分和成为测量对象的特定成分的试料液移动并用于提供液相反应场的流路、以及用于向所述液相反应场施加电压的第一和第二电极，其中，所述第一电极具有在介由所述第一和第二电极向所述液相反应场施加电压时、用于向所述液相反应场供给电子或者从所述液相反应场接受电子的电子授受界面，所述测量用具特征在于具有浓缩机构，用于提高所述液相反应场中的与所述电子授受界面接触的部分的固体成分的浓度，所述浓缩机构被设置在比所述电子授受界面更靠近所述流路的所述试料液移动方向的下游侧、并且由用于阻挡所述固体成分移动的难吸水性的障碍部所构成。2.如权利要求l所述的测量用具，其特征在于所述障碍部以形成所述流路的所述障碍部的部分的所述流路的厚度尺寸为515um的方式而形成。3.如权利要求1所述的测量用具，其特征在于所述试料液是含有血球的血液。全文摘要本发明涉及一种测量用具，其包括使含有固体成分和成为测量对象的特定成分的试料液移动并用于提供液相反应场的流路、以及用于向所述液相反应场施加电压的第一和第二电极，其中，所述第一电极具有在介由所述第一和第二电极向所述液相反应场施加电压时、用于向所述液相反应场供给电子或者从所述液相反应场接受电子的电子授受界面，所述测量用具特征在于具有浓缩机构，用于提高所述液相反应场中的与所述电子授受界面接触的部分的固体成分的浓度，所述浓缩机构被设置在比所述电子授受界面更靠近所述流路的所述试料液移动方向的下游侧、并且由用于阻挡所述固体成分移动的难吸水性的障碍部所构成。文档编号C12Q1/00GK101561410SQ20091013630公开日2009年10月21日申请日期2003年10月30日优先权日2002年11月1日发明者山冈秀亮,胜木幸治申请人:爱科来株式会社