CN100432663C - 血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置 - Google Patents

血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置 Download PDF

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Abstract

本发明提供测定精度和可靠性优异的Hct值的测定方法和该方法中使用的传感器，所述测定方法是使用传感器以电化学的方式测定血液的血细胞比容(Hct)值。以电化学的方式测定血液的血细胞比容(Hct)值的方法包含：准备含有工作电极(11)和对电极(12)的电极系统，在上述两个电极中的工作电极(11)上不配置氧化还原物质，而在对电极(12)上配置氧化还原物质；将血液导入至上述电极系统，在该状态下对上述电极系统施加电压，由此检测流至上述工作电极(11)和对电极(12)之间的电流，从该电流值测定Hct值。

Description

血细胞比容(Hct)的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置
技术领域
本发明涉及Hct的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置。
背景技术
在临床检查等中，血液的Hct值作为了解血液性状(血液的流畅度、贫血等)的指标之一而被测定。另外，在血液中的葡萄糖浓度(血糖值)等血液成分的测定中，由于有时测定值随Hct值发生变化，因此为了校正测定值，有时必须测定Hct值。用手工方法进行的Hct值的测定，通常为例如将加有抗凝剂的血液吸入至毛细管中，单侧用油灰等密封并高速离心后，以全体作为100％，从红血球层的高度求出比率的方法(微量血细胞比容法)。另外还有，在自动血球计数器的情况下，有下述的方式，即将红血球作为电脉冲捕捉，从它们的大小之和进行计算；以及从红血球的平均容积和红血球数自动地进行计算。成人男子的标准Hct值为39～50％，成人女子的标准Hct值为36～45％。
但是，在以往的Hct值的用手工方法进行的测定方法中，存在着操作复杂、测定时间长的问题，另外，在通过自动血球计数器进行的方法中，存在着需要特殊装置的问题。因此，研究了通过传感器以电化学的方式、且简单地测定Hct值的技术(参照专利文献1)。但是，使用以往传感器的Hct值的测定方法在其精度和可靠性上存在问题。
专利文献1：专利第3369183号公报
发明内容
因此，本发明的目的在于提供测定精度和可靠性优异的Hct值测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置，所述测定方法是使用传感器以电化学的方式测定Hct值的方法。
为了达成上述目的，本发明的测定方法为以电化学的方式测定血液的血细胞比容(Hct)值的方法，该方法包含：准备含有工作电极和对电极的电极系统，在上述两电极中的工作电极上不配置氧化还原物质，而在对电极上配置氧化还原物质，将血液导入至上述电极系统，在该状态下对上述电极系统施加电压，由此检测流至上述电极间的氧化电流或还原电流，从该电流值测定Hct值。
另外，本发明的传感器用于以电化学的方式测定血液的血细胞比容(Hct)值，该传感器具有含有工作电极和对电极的电极系统，在上述两电极中的工作电极上不配置氧化还原物质，而在对电极上配置氧化还原物质，将上述血液导入至上述电极系统，在该状态下对上述电极系统施加电压，由此检测流至电极间的氧化电流或还原电流的电流值。
本发明的测定装置为Hct值的测定装置，该测定装置具有保持上述本发明传感器的保持机构、对上述传感器的电极系统施加一定电压的施加机构以及检测上述传感器的电极系统的氧化电流或还原电流的检测机构。
这样，本发明的测定方法和传感器中，由于在含有工作电极和对电极的电极系统中，在工作电极上不配置氧化还原物质，而是在对电极上配置氧化还原物质，因此在上述工作电极上存在着不含有氧化还原物质的血液。因此，本发明中，通过上述工作电极而得到依赖于血液Hct值且具有可靠性的电流值，而通过存在于上述对电极的氧化还原物质，能够以高灵敏度检测上述电流值，其结果是，测定精度优异并且该测定可简单地进行。另外，根据本发明，由于能够利用传感器以电化学的方式测定Hct值，因此不需要以往测定方法之类的使用特别大型的测定器具或装置的测定方法。
附图说明
图1为表示本发明传感器一例的分解立体图。
图2为上述传感器的剖面图。
图3为上述传感器的平面图。
图4为表示本发明传感器另一例的分解立体图。
图5为上述传感器的剖面图。
图6为上述传感器的平面图。
图7A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压的施加、响应电流值(μA)随时间变化的图；图7B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图8A为表示比较例的传感器中氧化还原物质的配置状态的图，图8B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(μA)随时间变化的图；图8C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图9A为表示另一比较例的传感器中氧化还原物质的配置状态的图，图9B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(μA)随时间变化的图；图9C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图10A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图10B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图10C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图11A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图11B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图11C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图12A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图12B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图12C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图13A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图13B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图13C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图14A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图14B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图14C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图15A为表示本发明传感器的另一例中氧化还原物质的配置状态的图，图15B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图15C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图16A为表示另一比较例的传感器中氧化还原物质的配置状态的图，图16B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图16C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图17A为表示另一比较例的传感器中氧化还原物质的配置状态的图，图17B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图17C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图18A为表示另一比较例的传感器中氧化还原物质的配置状态的图，图18B为表示在上述例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图18C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图19A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(0.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图19B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图20A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(1.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图20B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图21A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(1.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图21B为表示在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图22A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(2.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图22B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图23A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(2.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图23B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图24A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(3.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图24B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图25A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(3.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图25B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图26A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(4.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图26B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图27A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(4.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图27B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图28A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(5.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图28B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图29A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(5.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图29B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图30A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(6.0V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图30B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图31A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(6.5V)的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图31B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图32A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压的施加、响应电流值(A)随时间变化的图；图32B为表示在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图33为表示本发明测定装置一例的立体图。
图34为表示上述例的测定装置构成的构成图。
符号说明
11、21、31  工作电极             12、22、32  对电极
13、23、33  试剂部               14、24、34  流路
15、25、35  通气孔               101、201    绝缘基板
102、202    隔板                 103、203    盖子
110、123    测定装置             121         传感器
122         检体供给口           124         显示部
125         安装口               111a、111b  连接器
112         电流/电压转换电路    113          A/D转换电路
114         CPU                  115          LCD
116         基准电压源
具体实施方式
下面，详细说明本发明。
在本发明的Hct值的测定方法和传感器中，上述氧化还原物质没有特别限定，可以是还原状态也可以是氧化状态，例如可列举出铁氰化物、对苯醌、对苯醌衍生物、吩嗪硫酸二甲酯、亚甲基蓝、二茂铁、二茂铁衍生物。其中优选为铁氰化物，更优选为铁氰化钾。铁氰化物的还原状态为亚铁氰化物，铁氰化钾的还原状态为亚铁氰化钾。上述氧化还原物质的配合量没有特别限制，每次测定或者每个传感器例如为0.1～1000mM、优选为1～500mM、更优选为10～200mM。另外，即使将银、铜或氯化银等比较容易电解氧化或还原的物质作为电极材料使用时，也能得到本发明的目标效果。
在本发明的Hct值的测定方法和传感器中，以防止杂质的吸附和防止氧化等为目的，未配置上述氧化还原物质的工作电极优选被高分子材料覆盖。作为上述高分子材料，例如可列举出羧甲基纤维素(CMC)、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多熔素等多氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物等。这些物质可单独使用，也可组合使用2种或更多种。用高分子材料进行电极覆盖的方法没有特别限制，例如可准备高分子材料溶液，将其涂布于电极表面，接着使其干燥，除去上述涂膜中的溶剂。
本发明的Hct值的测定方法和传感器中，上述两电极间的施加电压优选大于等于水电解的电压，更优选为1～10V的范围，进一步优选为1～6.5V的范围。通过施加大于等于水电解电压的电压，能够以更高的灵敏度测定依赖于血细胞比容的电流，且能够得到不受血液中所存在的其它氧化还原物质的影响、不依赖于个体差异(个人差异)的稳定的电流。另外，也可以将上述对电极作为基准，将负的电压施加于工作电极。施加时间例如为0.001～60秒、优选为0.01～10秒、更优选为0.01～5秒。
在本发明的Hct值测定方法和传感器中，上述工作电极和对电极之间的最近距离优选为0.05mm或以上。这样，只要电极间距离在0.05mm或以上，则测定值的可靠性提高。更优选电极间距离为0.1mm或以上，进一步优选为0.5mm或以上。
本发明的Hct值测定用传感器优选为下述构成：具有绝缘基板，在上述绝缘基板上形成了上述电极系统和用于将上述血液导入至上述电极系统的流路，上述流路的一端与上述电极系统连通，上述流路的另一端朝向传感器的外部开口，该部分成为血液供给口。此时，还可以是下述构成：进一步含有隔板和盖子，在上述绝缘基板上隔着上述隔板配置上述盖子。
本发明的Hct值测定传感器中，可以在上述电极系统上进一步配置晶体均化剂。
上述晶体均化剂为用于将试剂部的晶体状态均化的物质，例如可列举出氨基酸。作为上述氨基酸，例如可列举出甘氨酸、丙氨酸、缬氨酸、亮氨酸、异亮氨酸、丝氨酸、苏氨酸、蛋氨酸、天冬酰胺、谷氨酰胺、精氨酸、赖氨酸、组氨酸、苯基丙氨酸、色氨酸、脯氨酸、肌氨酸、甜菜碱、牛磺酸以及它们的盐、取代物和衍生物。这些可单独使用，也可组合使用2种或更多种。其中优选甘氨酸、丝氨酸、脯氨酸、苏氨酸、赖氨酸、牛磺酸，更优选为牛磺酸。上述晶体均化剂的配合量是每次测定或每个传感器例如为0.1～1000mM、优选为10～500mM、更优选为10～300mM。
接着，在本发明的测定装置中，由上述施加机构所施加的电压为大于等于水电解的值的电压，优选具有从由上述检测机构所检测的电流值来计算Hct值的计算机构。根据与上述同样的理由，上述施加的电压优选为1～10V的范围，更优选为1～6.5V的范围。
接着，根据附图对本发明的Hct测定用传感器的例子进行说明。
图1、图2和图3表示本发明的Hct值测定用传感器的一例。图1为上述传感器的分解立体图、图2为剖面图、图3为平面图，在上述3图中，同一部分带有同一符号。
如图所示，该传感器在绝缘基板101上串联地形成工作电极11和对电极12。如上所述，优选由高分子材料覆盖工作电极11的表面。并且，该传感器的例子中，在对电极12上配置有氧化还原物质13。在上述绝缘基板101上，留有一侧端部(图中为右侧端部)隔着隔板102来配置盖子103。在该传感器上形成有用于将血液导入至上述工作电极11和对电极12的流路14。该流路的前端延伸至传感器另一端部(图中为左侧端部)，并朝向外部开口，成为血液供给口。上述工作电极11和对电极12分别与导线连接，这些导线延伸于上述一侧的端部侧(图中为右侧)，导线的前端不被盖子覆盖而露出。在上述盖子103与流路14端部相对应的部分上，形成有用于产生毛细管现象的通气孔15。
本发明中，上述绝缘基板的材质没有特别限制，例如可使用聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)、聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚氯乙烯(PVC)、聚甲醛(POM)、单体浇注尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二酯(PBT)、甲基丙烯酸树脂(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等。其中，优选为聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)，更优选为聚对苯二甲酸乙二酯(PET)。绝缘基板的大小没有特别限制，例如为图示板状的情况下，全长为5～100mm、宽为3～50mm、厚度为0.05～2mm，优选全长为10～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.1～1mm，更优选全长为10～30mm、宽为3～10mm、厚度为0.1～0.6mm。
绝缘基板上的电极和导线可如下形成：例如将金、铂、钯等作为材料，通过溅射法或蒸镀法形成导电层，利用激光将其加工成特定的电极图形，由此形成。作为激光例如可使用YAG激光、CO2激光、准分子激光等。
利用上述高分子材料进行的电极表面的覆盖如上所述可如下形成：例如将规定的高分子材料溶解于水或缓冲液中，使其干燥，由此形成。也可以例如在上述基板上的工作电极11上滴加0.01～100mg的0.01～2.0wt％CMC水溶液并干燥。上述干燥的方法没有特别限制，可以自然干燥也可以是使用热风的强制干燥。
氧化还原物质13对上述对电极12的配置，例如可以将氧化还原物质溶解于水或缓冲液，将其滴加或涂布于对电极表面，并使其干燥。除了氧化还原物质之外，还配置其它试剂时，也可以如上制备试剂液，将其滴加或涂布于对电极表面，并使其干燥。例如，在0.01～2.0wt％CMC水溶液中溶解10～200mM的铁氰化钾、10～300mM的牛磺酸来制备试剂溶液，将0.01～100mg的上述试剂溶液滴加在上述基板上的对电极12上，并使其干燥。上述干燥的方法没有特别限制，可以自然干燥也可以是使用热风的强制干燥。
本发明中的隔板材质没有特别限制，例如可使用与绝缘基板同样的材料。另外，隔板的大小没有特别限制，为图示形状时，例如全长为5～100mm、宽为3～50mm、厚度为0.01～1mm，优选全长为10～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.05～0.5mm，更优选全长为10～30mm、宽为3～10mm、厚度为0.05～0.25mm。在隔板上形成切口部，该切口部成为用于导入血液的流路，其大小是例如从血液供给口到端部的长度为0.5～50mm、宽为0.1～10mm，优选从血液供给口到端部的长度为1～10mm、宽为0.5～5mm，更优选从血液供给口到端部的长度为1～5mm、宽为0.5～2mm。该切口部例如可以利用激光或钻头等穿孔而形成，也可以在形成隔板时使用可形成切口部的模具而形成。
本发明中的盖子材质没有特别限制，例如可使用与绝缘基板同样的材料。更优选亲水性处理盖子与试样供给通路的顶部相当的部分。作为亲水性处理，例如有涂布表面活性剂的方法，通过等离子处理等在盖子表面导入羟基、羰基、羧基等亲水性官能团的方法。盖子的大小没有特别限制，为图示形状时，例如全长为5～100mm、宽为3～50mm、厚度为0.01～0.5mm，优选全长为10～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.05～0.25mm，更优选全长为15～30mm、宽为5～10mm、厚度为0.05～0.2mm。优选在盖子上形成通气孔，形状例如为圆形、椭圆形、多边形等，其大小例如最大直径为0.0 1～10mm、优选最大直径为0.025～5mm、更优选最大直径为0.025～2mm。并且，也可设置多个通气孔。该通气孔例如可通过激光或钻头等穿孔而形成，也可以在形成盖子时使用可形成通气部的模具而形成。
该传感器可通过按顺序层叠绝缘基板、隔板和盖子成为一体来制造。为了形成为一体，可以使用粘合剂将上述3个构件粘贴或者热熔融粘合。作为上述粘合剂，例如可使用环氧系粘合剂、丙烯酸系粘合剂、聚尿烷系粘合剂以及热固性粘合剂(热熔粘合剂等)、UV固化性粘合剂等。
使用该传感器的Hct值测定例如可如下实施。即，首先使用专用的刺血针刺破指尖等使其出血。另一方面，将上述传感器安装在专用的测定装置(测量器)上。然后，使安装于测定装置的传感器的血液供给口与出血的血液相接触，通过毛细管现象，将血液导入至传感器内部。然后在工作电极11和对电极12之间施加一定电压，由此在工作电极11上引起血液成分的氧化，在对电极12上引起氧化状态的还原物质的还原。这里所流动的电流依赖于Hct值，检测该电流求出Hct。为了从所检测的电流求出Hct值，可以预先准备电流和Hct值的校准曲线或校准曲线表格，每次检测电流进行换算。如上所示，施加电压例如大于等于水电解的电压，优选为1～10V、更优选为1～6.5V，施加时间例如为0.001～60秒、优选为0.01～10秒、更优选为0.01～5秒。该工序中，由于工作电极11和对电极12之间存在一定间隙，并且在上述工作电极11上未存在氧化还原物质，因此仅依赖于血液Hct值的电流流动，并且通过存在于上述对电极12上的氧化还原物质，能够抑制在对电极12上的反应成为速率决定过程。
图4、图5和图6表示本发明的Hct值测定用传感器的另一例。图4为上述传感器的分解立体图、图5为剖面图、图6为平面图，在上述3图中，同一部分带有同一符号。
如图所示，该传感器中，在基板201上并联形成工作电极21和对电极22，在对电极22上配置氧化还原物质23。与此相伴，用于将血液导入至电极的流路24从传感器前端部的血液导入口向着传感器中心延伸，但在途中分支为2个流路，整体成为T字状，分支流路的各端部上有工作电极21或对电极22。并且，隔板202的切口形状也为T字状，在盖子203与上述2个分支流路端部相当的部分上，分别形成用于产生毛细管现象的通气孔25。除此之外的构成、形成材料、形成方法、Hct值的测定方法和测定条件等与上述例相同。
以上列举了2例本发明的传感器，但本发明的电极图形不限定于这些。本发明的传感器可以是插入在血液成分测定用传感器中的状态。
下面，以图33和图34为基础对本发明测定装置的一例进行说明。上述两图中，图1～图6中的同一部分带有同一符号。
图33的立体图表示安装了传感器的状态的本发明测定装置的一例。如图所示，该测定装置123在其一端具有传感器安装口125，在此安装并保持传感器121。122为传感器121的检体供给口。该测定装置123的大致中央处具有显示部124，在此显示测定结果。
图34表示本发明测定装置的构成的一例。如图所示，该测定装置110将两个连接器111a和111b、电流/电压转换电路112、A/D转换电路113、CPU114、液晶显示装置(LCD)115以及基准电压源116作为主要构成要素。基准电压源116可作为地线。传感器的对电极12隔着连接器111a与基准电压源116连接。传感器的工作电极11隔着连接器111b、电流/电压转换电路112和A/D转换电路113与CPU114连接。液晶显示装置115与CPU连接。该测定装置中，血细胞比容的测定如下实施。即，首先将血液导入至传感器的电极系统中，根据CPU114的指令，从电流/电压转换电路112和基准电压源116对工作电极11和对电极12之间施加一定时间的一定电压。该施加电压的优选范围如上所述。通过施加该电压，氧化电流或还原电流流动至上述两电极间。该电流以血液的血细胞比容值为基础。该电流通过电流/电压转换电路112被转换为电压，该电压值通过A/D转换电路113被转换为数值，并输出到CPU114。CPU114以该数值为基础计算响应值，并将其换算为血细胞比容值，其结果显示于液晶显示部115。
接着，说明本发明的实施例和比较例。
实施例1
制作图1、2和3所示构成的传感器。在上述传感器中，上述工作电极11被CMC覆盖。另一方面，将铁氰化钾(量为60mM)、牛磺酸(80mM)溶解于CMC水溶液(0.1wt％)来制备试剂液，将该试剂液滴加在上述对电极12上后使其干燥。上述两电极间的最近距离为1.0mm或以上。另外，准备将Hct值调整至25、45和65的3种血液试样。对这3种血液试样，利用上述传感器在施加电压为2.5V、施加时间为3秒的条件下，测定流至传感器的上述两电极的电流。其结果示于图7A和图7B的图中。图7A为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(μA)随时间变化的图，图7B为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。灵敏度差的图是以Hct值为45％的血液响应值为基准来显示Hct值为25％或65％的血液响应值随时间变化的图。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。即使在两电极上没有CMC之类的高分子材料时，也能够检测。
(比较例1)
制作图8A所示构成的传感器。如图所示，该传感器中，工作电极31和对电极32按照在流路34上连接的方式形成，在盖子(未图示)与流路34端部相对应的部分上形成有用于产生毛细管现象的通气孔35。该传感器中，将10～200mM的铁氰化钾、铁氰化钾的约1/7浓度的亚铁氰化钾、10～300mM的牛磺酸溶解于0.01～2.0wt％CMC水溶液中来制备试剂溶液，滴加该试剂溶液，使得其从基板的工作电极31和对电极32的两电极溢出，并使其干燥。另外，上述施加电压为0.2V。除此之外，在与实施例1同样的条件下，对3个Hct值的上述试样测定流至传感器上述两电极的电流。其结果示于图8B和图8C的图中。图8B为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(μA)随时间变化的图，图8C为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。如图所示，在该比较例中，其灵敏度差受电压施加时间的影响很大，未得到适于Hct定量的响应电流。
(比较例2)
在上述比较例1的传感器中，将10～200mM的铁氰化钾、10～300mM的牛磺酸溶解在0.01～2.0wt％CMC水溶液中，制备试剂溶液，滴加该试剂溶液使得其从基板的工作电极31和对电极32的两电极溢出，并使其干燥。除此以外，在与实施例1同样的条件下(施加电压为2.5V等)，对3个Hct值的上述试样测定流至传感器上述两电极的电流。该结果示于图9B和图9C的图中。图9B为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(μA)随时间变化的图，图9C为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。如图所示，在该比较例中，其灵敏度差受到电压施加时间的影响很大，未得到适于Hct定量的响应电流。
实施例2
本实施例中，制作了6种传感器(2-1～2-6)，在每个传感器中改变相对于工作电极或对电极的氧化还原物质(铁氰化钾)的配置，测定响应电流和灵敏度差。同时作为比较例3，制作了3种传感器(2-7～2-9)，在每个传感器中改变相对于工作电极或对电极的氧化还原物质(铁氰化钾)的配置，测定响应电流和灵敏度差。上述各传感器除了氧化还原物质的配置和电极间距离(1.15mm)以外，与实施例1同样制作。响应电流值和灵敏度差的测定也与实施例1同样进行。以下表示各传感器的氧化还原物质的配置图形和上述测定结果。在图10～图18中，图A为表示氧化还原物质的配置图形的图，图B为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(A)随时间变化的图，图C为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。
(2-1)
如图10A所示，该例的传感器中，将氧化还原物质13按照从对电极12溢出的方式配置，在对电极12表面上和上述两电极间的对电极侧的一部分上存在氧化还原物质13。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图10B和图10C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确且良好地检测反映Hct值的响应电流。
(2-2)
如图11A所示，该例的传感器中，仅将氧化还原物质13配置于对电极12的表面上。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图11B和图11C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确且良好地检测反映Hct值的响应电流。
(2-3)
如图12A所示，该例的传感器中，将氧化还原物质13按照从对电极12溢出的方式配置，在对电极12表面上和上述两电极间之间存在氧化还原物质。在工作电极11上不存在氧化还原物质。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图12B和图12C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(2-4)
如图13A所示，该例的传感器中，代替工作电极1 1和对电极12的配置，在被导入的血流的上流侧上形成配置了氧化还原物质13的对电极12，在下流侧上形成未配置氧化还原物质13的工作电极11。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图13B和图13C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流，但与上述(2-1)、(2-2)和(2-3)的例子相比，灵敏度差减少若干。
(2-5)
如图14A所示，该例的传感器中，将氧化还原物质13按照从对电极12溢出的方式配置，在对电极12表面的一部分上和上述两电极间的一部分上存在氧化还原物质。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图14B和图14C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，在刚施加电压之后的1秒钟(图中3～4秒之间)，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(2-6)
如图15A所示，该例的传感器中，将氧化还原物质13按照从对电极12溢出的方式配置，在对电极12表面的一部分上存在氧化还原物质。在上述两电极间不存在氧化还原物质。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图15B和图15C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，在刚施加电压之后的1秒钟(图中3～4秒之间)，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(2-7)
如图16A所示，该比较例的传感器中，将氧化还原物质13配置在工作电极11、对电极12和整个上述两电极上。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图16B和图16C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，不能明确地检测反映Hct值的响应电流。
(2-8)
如图17A所示，该比较例的传感器中，将氧化还原物质13配置于工作电极11、对电极12和上述两电极的一部分上。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图17B和图17C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，不能明确地检测反映Hct值的响应电流。
(2-9)
如图18A所示，在该比较例的传感器中不配置氧化还原物质。测定流至该传感器上述两电极的电流，将结果示于图18B和图18C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，不能检测反映Hct值的响应电流。
实施例3
本实施例中，将施加电压在0.5～6.5V的范围内变化，测定传感器的响应电流和灵敏度差。上述传感器与实施例1同样制作。另外，响应电流值和灵敏度差的测定也与实施例1同样进行。该测定结果示于图19～图31的各图中。在图19～图31中，图A为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(A)随时间变化的图，图B为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。
如图19所示，即使是0.5V的施加电压，也能够检测反映Hct值的响应电流，但如果施加1～6.5V，则如图20～图31所示，能够更加明确地检测响应电流，最优选的是如图20～图24所示的施加1～3V的情况。如果施加5V或以上，则随着时间的经过波形紊乱，但只要是在刚施加后的短时间内，就能够明确地检测反映Hct值的响应电流。本实施例是在一定条件下变化施加电压来检测以Hct值为基础的电流，但本发明不限定于此，即使施加电压不在本实施例所示范围内，通过适当设定电极间距离、氧化还原物质的种类和量等其它条件，也能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
实施例4
制作图1、2和3所示构成的传感器。在上述传感器中，上述工作电极11被CMC覆盖。另一方面，将铁氰化钾(量为60mM)、牛磺酸(80mM)溶解于CMC水溶液(0.1wt％)来制备试剂液，将该试剂液滴加在上述对电极12上，之后干燥。上述两电极间的最近距离为1.0mm或以上。另外，准备将Hct值调整至25、45和65的3种血液试样。对这3个血液试样利用上述传感器，对工作电极施加-2.5V作为施加电压，在施加时间为3秒的条件下，测定流至传感器上述两电极的电流，将其结果示于图32A和图32B的图中。图32A为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(A)随时间变化的图、图32B为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。如上述两图所示，根据该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。即使在两电极上没有CMC之类的高分子材料时，也能够检测。
如上所述，本发明的Hct值的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置能够以电化学的方式、以高精度和高可靠性、且简单地测定Hct值。因此，本发明的测定方法及传感器和测定装置可用于血液的Hct值的测定，并适于在使用葡萄糖等血液成分的传感器的电化学测定中利用Hct值进行校正。

Claims (31)

1.一种血液的血细胞比容值的电化学测定方法，该方法包含：准备含有工作电极和对电极的电极系统，在所述两个电极中的工作电极上不配置氧化还原物质，而在对电极上配置氧化还原物质；将血液导入至所述电极系统，在该状态下对所述电极系统施加电压，由此检测流至所述电极间的氧化电流或还原电流，并从该电流值来测定血细胞比容值。
2.如权利要求1所述的方法，其中所述氧化还原物质含有氧化状态和还原状态中至少一种的氧化还原物质。
3.如权利要求1所述的方法，其中所述氧化还原物质为铁氰化物。
4.如权利要求3所述的方法，其中所述铁氰化物为铁氰化钾。
5.如权利要求1所述的方法，其中所述氧化还原物质为亚铁氰化物。
6.如权利要求5所述的方法，其中所述亚铁氰化物为亚铁氰化钾。
7.如权利要求1所述的方法，其中未配置所述氧化还原物质的所述工作电极被高分子材料覆盖，所述高分子材料为羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物。
8.如权利要求7所述的方法，其中所述高分子材料为羧甲基纤维素。
9.如权利要求1所述的方法，其中所述施加电压大于等于水电解的电压。
10.如权利要求1所述的方法，其中所述施加电压为1～10V。
11.如权利要求1所述的方法，其中所述施加电压为1～6.5V。
12.如权利要求5所述的方法，其中所述施加电压为：以所述对电极为基准，对工作电极施加的负的电压。
13.一种用于以电化学的方式测定血液的血细胞比容值的传感器，其具有含有工作电极和对电极的电极系统，在所述两个电极中的工作电极上未配置氧化还原物质，而在对电极上配置氧化还原物质；将所述血液导入至所述电极系统，在该状态下对所述电极系统施加电压，由此检测流至电极间的氧化电流或还原电流的电流值。
14.如权利要求13所述的传感器，其中所述工作电极和所述对电极在同一绝缘基材上互相间隔并配置于同一平面内。
15.如权利要求13所述的传感器，所述传感器具有用于导入血液的流路，在从所述流路的一端被供给的血流的上流侧上配置有所述工作电极，在下流侧上配置有所述对电极。
16.如权利要求13所述的传感器，其中所述氧化还原物质含有氧化状态和还原状态中至少一种的氧化还原物质。
17.如权利要求13所述的传感器，其中所述氧化还原物质为铁氰化物。
18.如权利要求17所述的传感器，其中所述铁氰化物为铁氰化钾。
19.如权利要求13所述的传感器，其中所述氧化还原物质为亚铁氰化物。
20.如权利要求19所述的传感器，其中所述亚铁氰化物为亚铁氰化钾。
21.如权利要求13所述的传感器，其中未配置所述氧化还原物质的所述工作电极被高分子材料覆盖，所述高分子材料为羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤维素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多氨基酸、聚苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、淀粉及其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物。
22.如权利要求21所述的传感器，其中所述高分子材料为羧甲基纤维素。
23.如权利要求13所述的传感器，其中所述施加电压大于等于水电解的电压。
24.如权利要求13所述的传感器，其中所述施加电压为1～10V。
25.如权利要求13所述的传感器，其中所述施加电压为1～6.5V。
26.如权利要求19所述的传感器，其中所述施加电压为：以所述对电极为基准，对工作电极施加的负的电压。
27.如权利要求13所述的传感器，该传感器具有绝缘基板，在所述绝缘基板上形成所述电极系统和用于将所述血液导入至该电极系统的流路，所述流路的一端与所述电极系统连通，所述流路的另一端朝向传感器的外部开口，该部分成为血液供给口。
28.如权利要求27所述的传感器，该传感器进一步具有隔板和盖子，在所述绝缘基板上隔着所述隔板配置所述盖子。
29.如权利要求13所述的传感器，其中所述电极系统上进一步配置有氨基酸。
30.一种血细胞比容值的测定装置，其具有权利要求13所述的传感器、保持权利要求13所述传感器的保持机构、对所述传感器的电极系统施加一定电压的施加机构以及检测所述传感器电极系统的氧化电流或还原电流的检测机构。
31.如权利要求30所述的装置，其中由所述施加机构所施加的电压为大于等于水电解值的电压，并具有从由所述检测机构所检测的电流值来计算血细胞比容值的计算机构。
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