JPS5933389B2 - ポ−ラログラフイ−センサ− - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は血管内に挿入して用いるポーラログラフイーセ
ンサーに関し、特に当該センサーを血管内に挿入した際
に起る血液凝固反応を防止する技術に関するものである
。

一般に水溶液中に含まれる酸化性物質又は還元性物質の
濃度は白金又は金等の貴金属の測定電極（作用電極）を
用いるポーラログラフィ一によつて測定することができ
る。

酸化性（被還元性）分子である０２を測定する場合を例
にとると、ＰｔＡｕ又はＡｇ等でなる測定電極（陰極）
にはＡｇ／ＡｇＣｌ対照電極（陽極）に対し０．５〜０
．７〔Ｖ〕低い電圧が印加される。この測定電極では、
０２＋２ｈ２０＋４ｅ→４０Ｈなる還元反応が起り、対
照電極では ４Ａｇ＋４Ｃ１→４ＡｇＣ１＋４ｅ なる酸化反応が起るので両極間に電流が流れる。

また、還元性物質であるＨ２を測定する場合は、Ｐｔ又
はＰｔ一黒を付着させたＰｔ，Ａｕ等でなる測定電極（
陽極）にはＡｇ／ＡｇＣｌ対照電極（陰極）に対し０．
１〜０．４〔Ｖ〕高い電圧が印加される。この測定電極
ではなる酸化反応が起こ９、対照電極では なる還元反応が起つて両極間に電流が流れる。

適当な条件下に於て前述の電流は０２またはＨ２の濃度
（分圧）に比例するので、その電流値に基づいて０２ま
たはＨ２の濃度を測定することができる この様な測定
方法は０２やＨ２以外の酸化性物質又は還元性物質につ
いても適用できる。但し被洞淀物質の種類に対応して両
極間に印加する電圧値及び電極の材質を適当に選択する
必要がある。ポーラログラフイ一により直接測定するこ
とが困難な物質に対しても、測定電極の反応面及びその
近傍に、測定対象物質に作用する酵素を固定し、該酵素
による反応物質または生成物質をポラログラフイ一で測
定することによジ、当該測定対象物質の濃度を測定でき
る場合が多い。酵素を固定するには電極反応面を多孔性
のブラスチツク膜、天然高分子膜、ガラスやセラミツク
の薄層などで被覆し、適当な化学反応によつてこれらの
材料層の中の孔の表面に酵素分子を結合せしめるか、あ
るいは、これらの孔に酵素分子を閉じ込めて、半透膜を
かぶせて漏出しないようにする方法がとられる。グルコ
ースを測定する場合の例では、貴金属でなる測定電極面
及びその近傍に酵素としてグルコースオキシダーゼを固
定し、測定電極測に於てグルコース＋０２＋Ｈ２Ｏ→グ
ルコン酸＋Ｈ２Ｏ２７′〜Ｖ声ｚ′内ｚ′Ｊｒなる反応
を行なわせ、前述の陰極還元法により０２の濃度を測定
するか又は次式の如き陽極酸化法によＶ）Ｈ２Ｏ２を測
定してグルコースの濃度を測定することができる。

Ｈ２Ｏ２＋２０Ｈ→・２Ｈ２０＋ｅ− 前述のグルコース以外の物質についても、血液中に存在
するアスコルビン酸、尿酸、ノルアドレナリンなどは夫
々アスコルビン酸オキシダーゼ、ウリガーゼ、モノアミ
ンオキシダーゼ等の酵素を測定電極に固定することによ
つて次の化学式に示す様な反応を行なわせ、０２または
Ｈ２Ｏ２を測定する前述の如き方法により、直接的なポ
ーラログラフイ一よりも遥かに高い選択性（特異性）を
もつた測定が可能である。

″− φ−１晶１ −[モRミ：３ 上述の如き貴金属電極を用いる直接的ボーラログラフイ
一や酵素を固定した電極を用いる間接的なボーラログラ
フイ一により極めて多くの種類の物質を測定できるが、
これらの電極を細長い形に形成して血管内に挿入して用
いる血管内ポーラログラフイーセンサ一とした場合には
、血液中の各種の成分の濃度を連続的に測定し記録でき
るので臨床的にも研究的にも極めて重要な観察ができる
ことになる。

しかし、このような血管内ポーラログラフイーセンサ一
を用いる測定に於ては、従来は次の様な二つの困難な問
題があつた。即ち（１）血液中に高濃度に存在する蛋白
質、ペブチツド、脂質、ヌクレオチツドなどの中高分子
量の物質が電極反応面へ附着して電極面を於染すること
によＶ）電極活性が経時的に低下する。（２）電極を形
成する物質の大部分が血液凝固をひき起こす性質をもつ
ているために電極面で血液凝固が起こ９、これが動物や
人体に対して危険を及ぼすと共に電極の反応性を悪化さ
せる。ところで前掲の（１）の問題は電極反応面を半透
膜で被覆することによつて比較的容易に解決できる。し
かし（２）の問題の解決は著しく困難であつた。本発明
は前掲の（２）の問題を解決する技術に関するものであ
り、直接的または酵素的（間接的）ボーラログラフイー
を動物や人体に適用して、０２Ｎ２０，Ｈ２、アスコル
ビン酸、グルコース、尿酸アドレナリン系ホルモンなど
の重要な血液成分の濃度を連続的に測定する場合に於け
る動物や人体に対する危険を防止するとともに測定稍度
を向上せしめることを目的とするものである。血液に接
触する器材に関する血液凝固防止手段としては次の様な
ものが考えられる。（ａ）テフロン、シリコンの様な抗
凝血性の高い物質で器材を被覆する．（ｂ）天然の抗凝
血物質であるヘパリンを器材の表面に化学的に結合させ
る。

（ｃ）ヘパリンを含有する物質を器材の表面に塗布し、
該ヘパリンが徐々に血液中に溶解してゆく様にする。

前掲の（ａ）の手段をとる場合、テフロン、シリコン等
の抗凝血性の極めて高いブラスナツクは例外なく高度の
疎水性を有し水や電解質を透過しないので、比較的大型
とならざるを得ないところの電解質非透過型複合電極（
クラーク型電極）以外ではポーラログラフイー電極には
使用できず、著しく細く形成できるところの電解質透過
型血管内ポーラログラフイーセンサーへの応用は不可能
である。

また前掲の（ｂ）の手段をとる場合、ヘパリンを器材表
面に化学的に結合させる方法は技術的には比較的容易で
あるが一般に十分な血液凝固防止効果が得られない。こ
れはヘパリン分子が浩存状態にあるときに主として血液
凝固防止作用を示す物質であるからと思われる．そこで
本発明者は前掲の（ｃ）の手段につき検討し、後に詳述
する如く親水性ブラステイツクにヘパリンを微粒子状態
に均一分散した被膜で電極を被覆した態様のポーラログ
ラフイーセンサーを開発し、著しい血液凝固防止効果を
保持し得た。以下に図面を用いて本発明につき詳述する
。第１図Ａ乃至第１図Ｄは何れも本発明の実施例を示１
ポーラログラフイーセンサーの縦断面図である。

伺、第１図Ａ乃至第１図Ｄに示された４種類のポーラロ
グラフイーセンサーの直径は何れも０．３〜２．０ｍｍ
１長さ第１図Ａ１第１図Ｃ，第１図Ｄに示されたものは
何れも１００〜３００ｍＴＬ１第１図Ｂに示されたもの
は１５０〜１２００關程度である。第１図Ａに示された
ものは注射針状分離型測定電極をなすポーラログラフイ
ーセンサーである。

貴金属線１の外表面は電極反応面２と外部電気回路への
接続端子３となつている末端部近傍の面とを除きガラス
又はエナメル等でなる絶縁層４で被覆されている。前記
電極反応面２及びその近傍以外の前記絶縁層４の外表面
はエポキシ樹脂等の接着剤が塗布された上注射針用のス
テンレスチユーブ等でなる金属管７で覆つてある。前記
絶縁層４の先端の約数ミリメートルの部分が金属管７外
に突出しており、この突出部に於て貴金属線１の側面の
一部が電極反応面２として絶縁層４から露出している．
本ポーラログラフイーセンサー最外側面は血液凝固防止
のためにヘパリンが均質分散した透水性φ有するブラス
チツクの被膜６でなつている。即ち、前記電極反応面２
を含み、絶縁層４外表面のうち金属管７で覆われていな
い部分と、金属管７の外表面は前記ブラスチツクの被膜
６で被覆されている。また本実施例では電極反応面２及
びその近傍の絶縁層４と前記ブラスチツクの被膜６との
間Ｖｃ電極反応面２が血液中の蛋白質等によ９汚染不活
性化するのを防止するため汚染防止被膜５が設けられて
いる。この汚染防止被膜５はアシルセルローズ類、セル
ローズエーテル類、コロジオン、セロフアン、酢酸ビニ
ル、ハイドロン等の半透性（比較的大きい分子を遮り、
比較的小さい分子を透過する性質）かつ親水性のブラス
チツクでなつている。以下に前記ヘパリンが均質分散し
たプラスチツクの被膜６について更に詳述する。即ち、
このブラスチツクとしてはハイドロンコラーゲン、各種
セルローズエステル（アセチルセルローズ、ブチリルセ
ルローズ、ニトロセルロｉズ等）、各種セルローズエー
テル（メチルセルローズ、カルボキシメチルセルローズ
、エチルセルローズ、ブロピルセルロｉズ等）、酢酸ビ
ニル等の様に親水性でかつ透水性の大きいもの、及び或
る種のポリアミド、ポリエステル、フエノ一ル樹脂、塩
化ビニル樹脂等の様に、一般には吸水性ブラスチツクに
は分類されていないが、ある程度は親水性と透水性を有
していて電極反応に必要な程度のイオン透過性をもつも
のの何れかの種類のブラスチツクを使用することができ
る。この様なヘバリンを分散させたブラスチツク被膜６
をポーラログラフィーセンサ一の最外側面に形成するに
は、先ず前述の親水性または微親水性のブラスチツクの
何れかを適当な溶媒に溶解して０．５〜１０％程度の醇
液をつくＶ，これを激しく撹拌しながら１０００〜１０
０００ｕｎｉｔ／ｍｌのヘパリン水溶液の少量（１／１
００〜１／１０容）を前記プラスナツクの溶液に滴下す
ると、ヘパリンの水溶液は該プラスチツク溶液中に分散
し、その結果ヘパリンが沈澱して微細で均質な分散状態
を呈する。普通この分散液は更に超音波で処理して分散
度を高める、次に先端部付近に前記汚染防止被膜５が形
成された本ポーラログラフイーセンサ一を前述のヘパリ
ンが均質分散したブラスチツク醇液に浸漬してから空中
に取ｖ出し、ブラスチツクの溶媒を蒸発させて薄い被膜
を形成させる。この様な浸漬と乾燥の操作は普通２〜５
回繰９返すが、この方法はブラスチツクの種類や濃度に
応じて適当に条件を変えて実施する必要がある。前述の
ヘパリンを分散させたブラスチツクの被膜はセンサーの
先端部附近にだけ形成しても血液凝固防止の効果がある
が、本実施例の如きセンサーでは最外側面のほぼ全面に
形成しておくことが望ましい。伺本実施例では前記電極
反応面２を貴金属線１の先端付近の側面部に設けたが、
後述の第１図Ｂ乃至第１図Ｄに示す如く貴金属線１の先
端面を電極反応面としてもよい。周、本実施例では汚染
防止被膜５の外面に血液凝固防止被膜６を着けてあるが
、一般に後者も汚染防止効果をもつので、前者を除外し
て、絶縁層４の上に直接血液凝固防止被膜をつけてもよ
い。

このことは以下に説明する第１図Ｂ，Ｃ，Ｄの場合につ
いても同様である。伺また、本実施例では電極保護金属
管７を用いているが、金属以外の管も使用できるし、ま
た、絶縁層４に強靭な材質を選ぶときには、この管を取
ｖ除くこともできる。

これは以下に説明する第１図Ｃ，Ｄに関しても同様であ
る。次に第１図Ｂに示されたものは可撓性分離型測定電
極をなすボーラログラフイーセンサ一である。

第１図Ｂに於て前述の第１図Ａとの対応部には同一符号
を附して詳細な説明は省略する。第１図Ｂでは第１図Ａ
の金属管７の代リにテフロン、シリコン等の可撓性のチ
ユープ８が用いられ、貴金属線１の表面は先端部がガラ
ス、エナメル等の硬質絶縁層４で被覆され、該硬質絶縁
層４で被覆された部分に続く部分は可撓性樹脂でなる絶
縁層９で被覆されている。このためこのポーラログラフ
イーセンサ一の大部分が可撓性に富んでいるため血管内
に沿つて深部（例えば心臓）まで挿入することができる
。本第１図Ｂに於ては電極反応面２は貴金属線１の先端
面に設けられているが、第１図Ａに示した如く貴金属線
１の側面に設けてもよい。本実施例の如きボーラログラ
フイーセンサ一では可撓性のブラスチツクチユーブ８と
してテフロンシリコン等の可撓性抗凝血性材料のものを
用いる場合には、先端の眠極近傍のみをヘパリンを均質
分散させたブラスチツクの被膜で被覆すれば十分な血液
凝固防止の効果が得られる。第１図Ｃに示されたポーラ
ログラフイーセンサ一は一体をなすセンサー内に測定電
極１と対照電極１０との両者を有する注射釘状複合型電
極をなしている。

測定電極は前述の第１図Ａ及び第１図Ｂのポーラログラ
フイーセンサ一同様貴金属線１でな９、対照電極１０は
Ａｇ／ＡｇＣｌでなつている。該対照電極１０はステン
レス等でなる金属管７の電極先端部に近い部分を薄く削
つてから銀を蒸着し、更に銀メツキを行い、次に塩酸ま
たは塩化カリ中で電解法によつて一部を塩化銀化するこ
とによつて形成する。前記金属管７はこのＡｇ／ＡｇＣ
ｌ対照電極のリード線の役割をも果しているので、外部
電気回路への端子１１は、この金属管７の末端に特殊ハ
ンダ付法によつてけけてある。伺、前述のように金属管
７は除外することができるが、この場合には対照電極と
して銀管または銀線を塩化銀化して用い、リード線とし
て金属管７の代りに細い被覆電線を用いる。また、本第
１図Ｃに於ける複合型電極の場合も半透性の汚染防止被
膜５や血液凝固防止被膜６の形成法は前掲の第１図Ａに
つき説明した場合と同様である。第１図Ｄは酵素反応を
応用した間接的ポーラログラフイ一用の電極をなすポー
ラログラフイーセンサ一で、第１図Ａにつき説明した実
施例に類した測定電極の電極反応面２の汚染防止被膜５
の上に更に酵素を均一に分散して固定した多孔性ブラス
チツク層１２を形成せしめ、その上を更に血液凝固防止
被膜６で被覆したものである。この場合酵素としては、
グルコースを測定するためにはグルコースオキシダーゼ
、尿酸にはウリガーゼ、アスコルピン酸にはアスコルビ
ン酸オキシダーゼという様に各種のものが用いられ、電
極はこれらの酵素による反応生成物（主としてＨ２Ｏ２
．または０２）をポーラログラフイ一法によつて検出測
定することにより、酵素の作用物質の濃度を選択的に測
定することは既述の通ｖである。第２図は第１図Ａ乃至
Ｄに示した各種の血管内ポーラログラフイーセンサ一の
血管への適用方法を示す図である。

本第２図に於ては分離型の測定電極センサー（第１図の
Ａ，Ｂ，Ｄ）を用いる場合を示してあるが、この測定電
極２１は、十端に液漏れ防止用リング２６のついたテフ
ロン製の挿入用カテーテル（バニユラ釘）２５を用いて
血管２７内に挿入し、電極反応面のある先端部を該カテ
ーテルから血液２８のなかに突出させる。挿入用カテー
テル２５はその側面で、対照電極２２と電解液２３を収
納した対照電極容器２４と連結し対照電極２２は電解液
によつて測定電極の先端反応面と電気的に連結するよう
にする。対照電極２２としては普通Ａｇ／ＡｇＣｌ対照
電極を用い電解液２３としては生理的食塩水を用い、後
者は普通点滴法で血液中に除々に流し込む。以上の様に
構成した電極系の測定電極と対照電極の間には電源回路
３１により測定物質に応じた所定の附加電圧を与え、電
極間に流れる電流を電流増巾器の２つのセンサーを、第
２図に示した方法でカテーテル２５を用いてネンブター
ル麻酔下の犬の左右の股動脈に留置し、これらの測定電
極２１には対照電極２２に対して−０．６Ｖの電圧を印
加した。犬には空気呼吸をさせ、時々パルス的に１０秒
または５分間の５０％酸素呼吸を折ｖこみながら、両セ
ンサーの電解電流値を２ペンレコーダーで記録させた。
図の縦軸はこの電流値を検定値に基ずいて、酸素分圧（
酸素濃度）値で示したもので、習慣に従つてミリメート
ル水銀柱圧で示してある。なお、この実験は３８℃で行
なわれているので、１００ｍｍＨｇ（７）０２分圧は０
．１３７μＭＯｌｅｓ／ｌの０２濃度に換算することが
できる。横軸は時間で分の単位で示してあるが、途中で
３００分（５時間）のデーターを省略してある。さて、
本第３図の記録値Ａは血液凝固防止被膜を施こした本発
明のセンサーの記録値であ９、Ｂはこの処理を施こさな
い従来のセンサーの記録値であるが、これらは２ペンレ
コーダ一の同時記録値で、ペン交差を可能ならしめるた
めに、Ｂの時間はＡよりも５分間に相当する距離たけ右
３２により増巾して記録計３３で記録させると目的物質
の血中濃度を連続的に知ることができる。なお、第１図
Ｃの様な複合電極の場合には測定電極と対照電極が複合
されて共に血液と接しているので第２図の場合の対照電
極２２電解液２３および対照電極容器２４が不必要であ
る。

以上の第１図Ａ乃至Ｄに於けるポーラログラフイーセン
サ一の構造の説明では測定電極構成体として貴金属線を
用いた場合を説明したが、貴金属性即ち非変化性をもつ
ことを要するのは電極反応面のみであるので、先端のみ
に貴金属線を接続した卑金属線でもよいし、また、先端
に貴金属を蒸着したり鍍金した卑金属線を使用してもよ
い。

第３図は第１図Ｂに基き説明した態様の本発明の血管内
ポーラログラフイーセンサ一を血中酸素測定に用いる場
合において、センサーの先端部に前述の血液凝固防止被
膜（第１図Ｂに於ける６）を施こした本発明のセンサー
と施こさない従来のセンサーの血液中における安定性と
応答性を比較した実験結果の１例である。この実験例で
は上述にずれている。なお、Ａ，Ｂ共に汚染防止被膜と
しては７．５％セルローズ、ジアセテートを５回コート
したものを用い、Ａの場合はこの上に更に２００ｕｎｉ
ｔ／ｍｌのヘパリンを分散させた５（ｆｌ）セルロース
トリアセテートを２回コートしてある。２つの測定電極
は、最初にはその先端が第２図のカテーテル２５の中途
に来る様に置いて、検定用生理的食塩水（３７℃で窒素
または空気と平衡させた液でＰＯ２値がそれぞれ０ｍｍ
Ｈｇおよび１５２ｍｍＨｇの値をもつ）を除々に通過さ
せ、感度を標準化させてから記録を開始した。

第３図におけるａからｂまでの記録値はこの空気平衡液
と接触しているときの両センサーのＰＯ２値を示してい
る。このようにして検定を終つてから、ｂの点でセンサ
ーを押し込んで、先端をカテーテル２５から突出させて
血液と接触させると、記録値はそれぞれ曲線Ａ，Ｂのよ
うに夫々動脈血及び静脈血の値を示すようになる。次に
ｃの時点で犬の呼吸気を空気から１０秒間だけ５０（ｆ
）０２に変えるとＡ，Ｂ両記録値共に鋭いピークを示す
。次にｄの時点で５分間の５０％０２呼吸を行わせると
、曲線Ａの場合にはＰＯ２値が約２９５詣Ｈｇの値に達
するが、Ｂの場合には約２８５Ｕ７７！Ｈｇにしか達し
ない。また空気呼吸値についてもＡとＢとの間で除々に
差が目立つてきて、５０分の所ではＰＯ２値がそれぞれ
１００詣Ｈｇと９６ｍｍＨｇとになつている。これはＢ
の場合には血液凝固物が附着しはじめて電極感度が低下
し始めたことを示す。測定を更に５時間経読するとＢの
感度は著しく低下して最初の半分程度の値しか示さない
が、Ａの場合には依然として最初に近い感度が保持され
ている。なおｆおよびｇの時点で行つた１０秒および５
分の５０％０２呼吸の影響をみると、Ａの場合には初期
と殆んど変らないが、Ｂの場合には形が著しく崩れて電
極の応答性が悪くなつていることがわかる。ｈの時点で
は、再び電極先端をカテーテル２５内に引き込んで検定
液（Ｐ゛０２１５２ＴＬＴ１ＬＨｇ）と接触させ、実験
の最終点での電極感度を比較しているが、最初に比べて
Ａでは約４％、Ｂでは約５０％の感度の低下が認められ
るなお、実験終了時に肉眼で観察すると、血液凝固防止
被膜を施こさないＢのセンサーは先端部全面に赤色の血
餅（粘質の血液凝固物）が附着していたか、血液凝固防
止被膜を施したＡではこれが認められなかつた。以上の
実験結果よリ、本発明による血液凝固防止被膜が血管内
ポーラログラフイーセンサ一の感度ならびに応答性の維
持に著しい効果を示すことが明らかであジ、また、血液
凝固による危険予防にも有効であることが推定される。

【図面の簡単な説明】

第１図Ａ乃至Ｄは夫々本発明のポーラログラフイーセン
サ一を示す縦断面図、第２図は本発明のポーラログラフ
イーセンサ一を適用して血管内物質を測定する方法を示
す図、第３図は本発明のポーラログラフイーセンサ一と
従来のポーラログラフイーセンサ一を夫々酸素測定電極
として犬の動脈に適用したときの両センサーの特性の経
時変化の記録を示す図である。 第１図において、１・・・貴金属線、２・・・電極反応
面、３・・・接続端子、４・・・絶縁層、５・・・汚染
防止被膜、６・・・血液凝固防止被膜、７・・・金属管
、８・・・チユーブ（可撓性）、９・・・絶縁層（可撓
性）、１０・・・対照電極、１１・・・端子、１２・・
・ブラスチツク、第２図においてく２１・・・測定電極
、２２・・・対照電極、２３・・・電解液、２４・・・
対照電極容器、２５・・・挿入用カテーテル、２６・・
・液漏れ防止リング、２７・・・血管、２８・・・血液
、３１・・・電源回路、３２・・・電流増巾器、３３・
・・記録計、第３図において、Ａ・・・本発明の動脈血
用ポーラログラフイーセンサ一による０２分圧の測定値
、Ｂ・・・従来の動脈血用ポーラログラフィーセンサ一
による０２分圧の測定値、ａ・・・両センサーの先端を
検定液と接触させた時点、ｂ・・・両センサーの先端を
血液中に突出させた時点、ｃ・・・１０秒間の酸素呼吸
期間、ｄ・゛゜５分間の酸素呼吸期間、ｅ・・・レコー
ダの記録値の省略期間、ｆ・・・１０秒間の酸素呼吸期
間、ｇ・・・５分間の酸素呼吸期間、Ｈ゜・・両センサ
ーの先端をカテーテル内に引き込んで再び検定液に接触
させた時点。

Claims (1)

1. 【特許請求の範囲】 １ 少くとも電極反応面が貴金属である金属線、該金属
   線表面のうち前記電極反応面である面と外部電気回路へ
   の接続端子である面とを除いた面を被覆する絶縁層、該
   絶縁層外表面及び前記電極反応面とを被覆する様に設け
   られヘパリンが均質分散した透水性をもつプラスチック
   でなる血液凝固防止被膜を有するポーラログラフイーセ
   ンサー。 ２ 前記電極反応面及びその近傍の絶縁層と前記血液凝
   固防止被膜との間に半透性かつ親水性の汚染防止被膜を
   有する特許請求の範囲第１項記載のポーラログラフイー
   センサー。 ３ 少くとも電極反応面が貴金属である金属線、該金属
   線表面のうち前記電極反応面である面と外部電気回路へ
   の接続端子である面とを除いた面のうち前記電極反応面
   近傍を含む所定の部分を被覆する硬質の第１の絶縁層、
   前記金属線表面のうち前記電極反応面である面と外部電
   気回路への接続端子である面とを除いた面のうち前記第
   １の絶縁層で被覆された面に続く面を被覆する軟資の第
   ２の絶縁層、前記電極反応面及びその近傍以外の前記第
   １の絶縁層外表面及び第２の絶縁層外表面を覆う可撓性
   プラスチックチューブ、及び少くとも前記電極反応面と
   第１の絶縁層外表面とを被覆する様に設けられヘパリン
   が均質分散した透水性をもつプラスチックでなる血液凝
   固防止被膜を有するポーラログラフイーセンサー。 ４ 前記電極反応面及びその近傍の絶縁層と前記血液凝
   固防止被膜との間に半透性かつ親水性の汚染防止被膜を
   有する特許請求の範囲第３項記載のポーラログラフイー
   センサー。 ５ 少くとも電極反応面が貴金属である金属線、該金属
   線表面のうち前記電極反応面である面と外部電気回路へ
   の接続端子である面とを除いた面を被覆する絶縁層、該
   絶縁層外表面に設けられた対照電極、及び少くとも前記
   電極反応面を含み前記絶縁層外表面と対象電極外表面を
   被覆する様に設けられヘパリンが均質分散した透水性を
   もつプラスチックでなる血液凝固防止被膜を有するポー
   ラログラフイーセンサー。 ６ 前記電極反応面及びその近傍の絶縁層と前記血液凝
   固防止被覆との間に半透性かつ親水性の汚染防止被膜を
   有する特許請求の範囲第５項記載のポーラログラフイー
   センサー。 ７ 少くとも電極反応面が貴金属である金属線、該金属
   線表面のうち前記電極反応面である面と外部電気回路へ
   の接続端子である面とを除いた面を被覆する絶縁層、前
   記電極反応面及びその近傍の絶縁層外表面を覆う様に設
   けられ被測定物質に作用する酵素を均一に分散して固定
   した多孔性材料の薄層、及び少くとも該多孔性材料の薄
   層の外表面を被覆するように設けられヘパリンが均質分
   散した透水性をもつプラスチックでなる血液凝固防止被
   膜を有するポーラログラフイーセンサー。 ８ 前記電極反応面及びその近傍の絶縁層と前記酵素が
   固定されたプラスチック層との間に半透性かつ親水性の
   汚染防止被膜を有する特許請求の範囲第７項記載のポー
   ラログラフイーセンサー。