CN105143871B - 全血溶血传感器 - Google Patents

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Abstract

本发明涉及一种溶血传感器、溶血传感器系统、和利用该溶血传感器或溶血传感器系统来监测或检测样品中的溶血的方法，所述样品例如为全血样品、血浆样品、血清样品或溶血血样。所述溶血传感器利用对胞外血红蛋白(例如全血样品中的胞外血红蛋白)水平的响应作为检测全血溶血的方法。

Description

全血溶血传感器
技术领域
本发明涉及溶血传感器、溶血传感器系统、以及利用该溶血传感器或溶血传感器系统来监控或检测样品中的溶血、并评估样品中的溶血对于电解质(例如，钾)水平的影响的方法，其中所述样品例如为全血样品、血浆样品、血清样品或溶血血样。
背景技术
全血(是指血液中的细胞部分以及液体部分的组合)中的分析物浓度可能与红细胞中发现的分析物浓度在量上有着显著的不同。例如，在全血中，钾水平通常为约4.0mM，而红细胞中的钾浓度通常为约150mM。
在从患者体内收集和处理全血的过程中，一些细胞，特别是红细胞，可能被物理地损坏从而引起红细胞破裂。红细胞破裂的现象被称为“溶血”。当在全血样品中发生溶血时，红细胞中的内容物与全血中不含细胞的部分(称为血浆，或者在一些情况下称为血清)的内容物混合在一起。血红蛋白(其为全血中的成分，通常存在于红细胞中而不被释放到血液的液体部分)以及其它细胞内元素(例如，钾)从红细胞的细胞内室释放到血液的液体部分，即血浆或血清中。
因为红细胞内的钾浓度比正常血浆中的钾浓度高25至75倍，所以测定患者的溶血血样的液体部分中的钾会出现人为假象，例如假测量值高于患者的实际血浆钾水平。非溶血血液的液体部分中的钾浓度是众多病症的重要指标。当患者的非溶血血样中实际具有低浓度的钾时，对其溶血血液中钾浓度的过度估计可能会导致对患者进行高血钾症(血钾升高)治疗。遗憾的是，仅有相对少量的破裂的红细胞会导致血钾水平的人为升高。
除了血样发生溶血时血浆钾会升高之外，例如，诸如乳酸脱氢酶、酸性磷酸酶、天冬氨酸转氨酶和丙氨酸转氨酶等其它分析物在红细胞中的浓度也高于在血液中液体部分的浓度，因此在溶血血液中这些分析物的浓度也可能被人为升高。
目前检测患者血样中溶血的方法包括对血样离心以除去血细胞，然后通过光学方法确定在血浆部分中是否存在血红蛋白。血红蛋白会使血浆呈粉红色或红色，而在非溶血血样中血浆通常呈浅黄色。目前尚无对未经过滤或未经离心的全血进行操作以检测溶血的方法。
发明内容
在一个方面中，本发明提供了一种用于检测全血样品中的溶血的电化学传感器系统，所述系统包括：电化学溶血传感器，该电化学溶血传感器具有用于增强过氧化氢(H2O2)的流出、厚度在约0.1μm至约50μm范围内的外膜，另一种膜，其包含用于产生过氧化氢的氧化还原酶；以及无试剂的流动室，其设置为邻近所述外膜，以使全血样品与传感器的外膜接触。外膜的厚度适用于增强过氧化氢的流出。在一个实施方案中，所述外膜包含水凝胶，所述水凝胶的含水量为约0.1％至约100％。在一个实施方案中，所述氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、或包含肌酸酐酶和/或肌酸酶以及肌氨酸氧化酶的酶的混合物。
在另一个方面，本发明提供了一种用于检测全血样品中的溶血的方法，所述方法包括将全血样品引入到电化学传感器。所述电化学传感器包括多个膜或层。在电化学传感器的所述多个膜中，其中一种膜包括中间层，该中间层包含氧化还原酶或起到能够产生过氧化氢的氧化还原酶作用的酶的混合物。所述多个膜中的另一种膜包括接触血样的外膜，该外膜可渗透过氧化氢并增强过氧化氢的流出。此外，所述多个膜中的另一种膜包括内膜。在将全血样引入电化学溶血传感器之后，检测在Hb(Fe2+)的存在下由过氧化氢产生的电化学信号，其中当可检测电流与非溶血全血样品相比下降范围为4％至50％时，则表明全血样品中存在溶血。氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、或包含肌酸酐酶和/或肌酸酶以及肌氨酸氧化酶的酶的混合物。
在另一个方面，本发明提供了一种用于确定患者的全血样品中分析物水平的升高是否为与溶血相关的人为假象的方法。该方法包括将来自患者的全血样品引入到本发明所述的电化学溶血传感器。该溶血传感器包含能够产生过氧化氢的氧化还原酶。该溶血传感器还包括厚度在约0.1μm至约50μm范围内的外膜。外膜的厚度适用于增强过氧化氢的流出。将全血样品引入电化学传感器后，检测在血红蛋白(Hb(Fe2+))的存在下由过氧化氢产生的电化学信号。当可检测到的电流与标准的非溶血全血样品相比下降范围为约4％至约50％时，则表明溶血是造成患者的全血样品中分析物水平升高的原因。
附图说明
图1示出了根据本发明实施方案的示例性的电化学传感器系统，其包括在传感器组件中的示例性的传感器卡和一组传感器，包括溶血传感器(如图2所示)。
图2示出了根据本发明实施方案的示例性传感器卡的反转视图(reverse frontalview)，其包括如图1所示的传感器组件中的一组传感器中的溶血传感器。
图3示出了根据本发明实施方案的在图2中示出的示例性溶血传感器的截面图。
图4示出了根据本发明实施方案的在图2中示出的示例性溶血传感器的另一截面图。
图5示出了根据本发明实施方案的在图2中示出的示例性溶血传感器的复合层的截面图。
图6示出了具有示例性葡萄糖氧化酶层的溶血传感器的另一实施方案。
图7是示出了本发明的溶血传感器中血红蛋白的类过氧化物酶活性的图示，其中所述溶血传感器包括示例性葡萄糖氧化酶层。在图7中，x轴表示时间(秒)，y轴表示电流(安培)。
图8A是示出了根据本发明实施方案的示例性溶血传感器对溶解血浆(lysedblood plasma)的响应的图示，其中所述溶血传感器具有葡萄糖氧化酶层。在图8A中，x轴表示时间(秒)，y轴表示电流(安培)。
图8B是示出在图8A中示出的溶血传感器对溶解血浆的响应是线性的图示。在图8B中，x轴表示血浆血红蛋白(g/dL)，y轴表示电流(毫微安)。
图9A是示出了对于全血和溶血血样，由本发明的示例性溶血传感器产生的实时电流曲线的图示。在图9A中，x轴表示时间(秒)，y轴表示电流(安培)。
图9B是示出了图9A所示的示例性溶血传感器对不同体积百分比的溶解血液的响应的图示。在图9B中，x轴表示溶解血液(％体积/体积)，y轴表示电流(毫微安)。
图9C示出了由图9A和图9B的溶血传感器产生的校准图的线性部分，其中所述溶血传感器包括示例性葡萄糖氧化酶层。在图9C中，x轴表示溶解血液(％体积/体积)，y轴表示电流(毫微安)。
图10是示出了pO2对本发明的溶血传感器响应的预期影响的图示，所述溶血传感器包括示例性葡萄糖氧化酶层。在图10中，x轴表示氧分压(pO2)(mmHg)，y轴表示电流(安培)。
具体实施方式
本发明涉及溶血传感器、溶血传感器系统、和利用该溶血传感器或溶血传感器系统来监控或检测样品中的溶血以评估溶血对血样中的分析物(例如，钾)水平的影响的方法，其中所述样品为(例如)全血样品、血浆样品、血清样品或溶血血液。
简言之，本文所描述的溶血传感器以及用于检测溶血的方法利用了对于H2O2的膜渗透性。本文所使用的膜渗透性是指溶血传感器的膜(例如，溶血传感器的外膜)易于使过氧化氢穿进并穿出该膜的性质(以下将详细描述该性质)。例如，可以通过溶血传感器的外膜的含水量来调节本文所用的膜渗透性。相比于具有低含水量的膜而言，具有高含水量的膜对于过氧化氢的渗透性更高。根据本发明的溶血传感器的膜的含水量优选在约30％至100％的范围内。
本文所使用的膜渗透性还包括选择性的膜渗透性。例如，溶血传感器中的干扰抑制膜(interference rejection membrane)选择性地允许过氧化氢易于通过该膜，同时对于其它物质(例如，干扰物)的透过起到了屏障的作用。本文所用的选择性的膜渗透性还包括一种或多种溶血传感器膜(例如，外膜)允许一些颗粒(例如，过氧化氢)自由地通过该膜，同时阻碍或完全阻止其它物质(例如，全血样品中的蛋白质分子)通过该膜的能力。
根据本发明的一个实施方案，所述溶血传感器利用了全血样品中的胞外血红蛋白(除非另有说明，否则以下也称为“血红蛋白”)的类过氧化物酶活性。当在气体(例如，氧气)的存在下，底物(例如，血糖)与氧化还原酶(例如，葡萄糖氧化酶)发生反应时会由该底物(例如，血糖)产生过氧化氢(H2O2)，并且H2O2会被存在于全血样品的液体部分的胞外血红蛋白所清除。
如本文所使用的“清除”是指在溶血传感器中，当H2O2与血红蛋白接触时，血红蛋白将H2O2分解或降解成小分子。
由血红蛋白造成的过氧化氢被分解或降解成小分子使得在溶血传感器中产生了过氧化氢扩散梯度，这使得过氧化氢优选地从溶血传感器的产生过氧化氢的膜(例如，以下将详细描述的中间酶膜)扩散通过并到达外膜的外表面，其中该外膜的外表面与引入到溶血传感器中的血样中的胞外血红蛋白接触。
与溶血传感器中不存在血红蛋白的情况相比，溶血传感器中血红蛋白的清除作用降低了工作电极(例如，铂电极)氧化所需的H2O2的可获得性(availability)。因此，与血样不存在溶血的情况相比，当溶血传感器中存在血红蛋白时，工作电极所产生的电流较小。
重要的是，需要注意仅仅是血浆或血清中的胞外血红蛋白(红细胞外面的血红蛋白)会与过氧化氢反应并产生溶血信号。红细胞内的血红蛋白对于溶血传感器没有影响。
在本发明的另一个实施方案中，根据本发明的溶血传感器可用于评估患者血样中各种分析物浓度的升高是否是由于血样的溶血(即，红细胞的失去完整性)或者是由于所抽取血样的患者体内出现某种生理上的异常而导致的，其中所述分析物例如为钾、肌酸酐或镁，这些分析物的胞内浓度高于该分析物在全血的液体部分中的浓度。下表1示出了溶血的红细胞对于钾的胞外浓度的影响，其中钾是一种在完整的红细胞中具有高胞内浓度的分析物。
表1
溶解血液，％(v/v) K+mmol/L
0 3.9
1 4.7
2 5.3
3 6.1
4 6.8
5 7.5
7.5 9
10 10.8
可利用根据本发明的溶血传感器来确定全血中分析物(如钾)水平的升高是否是由于全血样品的溶血或者是由于其它不确定原因(这可能需要其它的治疗)造成的。因此，全血样品的溶血可能与一些改变相关联，这些改变通常为全血样品中的钾、肌酸酐或镁等分析物的浓度升高。因此，在一个方面，本发明涉及一种溶血传感器或溶血传感器系统，其用于检测在全血样品的细胞成分的存在下的细胞外血红蛋白的存在，并将血样(优选全血样品)中分析物的胞外水平的升高与血样溶血进行关联。
一般来说，本文所描述的溶血传感器是图1中所示的示例性电化学系统8(下文中将对其进行详述)中的一个部件，例如可更换部件。
电化学传感器系统
参见图1，在根据本发明的一个实施方案中，电化学传感器系统8包括一般位于10处的传感器组件，如图2所示，所述传感器组件具有多个电极，包括溶血传感器110，其适用于对引入到传感器组件10中的诸如血样之类的样品(如，全血样品)进行电测量。所述多个电极中的其它电极可包括葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116、pCO2 93、pH 94、K+90、Ca++86、Na+78和pO2 70中的一个或多个。将被系统8分析的全血样品被引入到溶血传感器110的外膜51(以下将对外膜51进行更详细的讨论)的外表面200上。在本发明的一个实施方案中，将被系统8分析的血样(例如全血)通过样品入口13a引入。血液样品通过(例如)注射器、管、真空管系统、静脉穿刺、静脉切开术获得，或者在(例如)心脏直视手术期间，由连接至患者的体外血流循环周期性地获得。全血样品经由样品入口13a、或通过其它自动装置、或通过手动(例如，通过注射器)而被引入传感器通路56中，其中传感器通路56与外膜51的外表面200接触。或者，如图2所示，全血样品可以不连续样品(discrete sample)的形式引入。在溶血传感器110进行全血样品的溶血分析之前或过程中，全血样品完全未经离心处理。
参见图2，在本发明的一个实施方案中，所述溶血传感器110包括无试剂室，例如传感器通路56。无试剂室56是有利的，这是因为溶血传感器110在分析全血是否溶血之前或分析过程中，不需要将比色试剂或其它试剂添加到全血样品中以测定血红蛋白。
继续参见图1和图2，在本发明的一个实施方案中，电化学系统8包括一次性的盒37(图1)。盒37中引入有包括多个传感器(如图2所示)的传感器组件10，这些传感器适用于对引入到传感器组件10中的血样(例如，全血样品)等样品进行电测量，其中所述多个传感器包括溶血传感器110。所述多个传感器中的其它电极可包括葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116、pCO2 93、pH 94、K+90、Ca++86、Na+78和pO2 70中的一个或多个。在一个实施方案中，盒37还引入有电化学传感器卡50，其包括传感器组件10。
参见图1，盒37中包括在(例如)图1至3中示出的传感器卡50(也称为电极卡或支持卡)，传感器卡50包括传感器组件10，其具有小体积的气密腔，在该气密腔中，诸如全血样品、内参液、或包含单体的溶液之类的样品将被呈递至一个或多个电化学传感器，例如溶血传感器110、pH 94、pCO2 93、pO2 70、Na+78、Ca++86、葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116和血细胞比容传感器。
继续参见图1，在本发明的一个实施方案中，电化学传感器系统8的盒37中引入有至少三个各自具有内参液的预封装的容器14、16和17，其中对于待由系统8测量的参数，所述内参液具有已知的值。各预封装的容器14、16和17容纳有足量的内参液，从而可在预封装容器14、16和17变空之前，对系统8的传感器组件中的传感器进行多次校准。当容纳有内参液的容器14、16和17中的一个或多个变空时，更换包括预封装的容器14、16和17的盒。
参见图2，随着引入到传感器通路56中的血样(如全血样品)或内参液通过传感器通路56并到达输出部分34，如图2所示，其经过了多个传感器，例如溶血传感器110。例如，血样和/或内参液可通过溶血传感器110、pO2传感器70、Na+传感器78、Ca++传感器86、K+传感器90、葡萄糖传感器91、乳酸传感器92、pCO2传感器93、pH传感器94、血细胞比容传感器98、100、肌酸酐传感器116和肌酸传感器118。
仍参见图1，盒37还包括容器28，其用于容纳包围参比电极的溶液。容器28通过流动管线30连接至传感器组件10。该系统还包括废液容器32，其用于接收通过传感器组件10之后的血液样品、内参液和用于参比电极28的溶液。在一个实施例中，传感器组件10通过柔性导管34将这些样品(例如，血液样品)输送到废液容器32中。仍参见图1，将容纳有传感器组件10的盒37插入到电化学传感器系统8后，形成了电化学传感器系统8，其中传感器组件10包括溶血传感器110。插入后，传感器组件10装配到加热块组件39中。
传感器组件10还可以具有排成一排的多个边缘连接器36，其使得传感器组件10能够被插入到电接口38的内匹配连接器(female matching connector)中，从而使形成于组件10上的电极可以通过模拟板45与微处理器40连接。该微处理器40通过管线42经由阀驱动器43连接至多口阀18，并通过管线44经由泵驱动器45连接至蠕动泵26的电机。
参见图2，举例来说，在一个实施方案中，传感器组件10中的传感器卡50由具有结构刚性的矩形卡构成，例如，在其一个表面上粘附有(例如)矩形铝(或其它合适的材料)盖板(cover plate)52的聚氯乙烯。在本发明的一个实施例中，盖板52封闭了传感器液流通路56，其将血液样品引入至形成于卡50的一个表面中的传感器的膜，并且还通过热循环从而起到了向传感器供水(hydrating)的传热介质的作用，并且在患者全血样品的相关参数的校准和测量期间，使流经传感器组件10的液体以及电极本身保持为恒温。在一个实施方案中，样品液流通路中没有引入样本的试剂，即该室是无试剂的。这可以通过如下方式实现：测量板52的温度，并采用合适的加热或冷却元件(例如，珀耳帖(Peltier)效应装置和热敏电阻41(图1))以将板52的温度维持在所需的温度。
图3示出了如图2所示的根据本发明的一个实施方案的示例性溶血传感器110。图示的溶血传感器110包括复合膜60，其包括三层(本文中，术语层和膜可互换使用以表示膜)，在此首先描述与血样接触的层，即，外层51(也被称为外膜)，接着是中间层53(也被称为酶层或酶膜)，中间层53的一侧与外层51接触，且中间层53的另一侧与内层接触，以下将详细描述内层55(也称为内膜或干扰抑制层)，内层的一侧与中间层接触，内层的另一侧与工作电极57接触，电极57由金属(如铂)制成。
溶血传感器设置在传感器通路56的底部(floor)，该传感器通路56为传感器卡50内的通路(图2)。传感器卡50设置有低容积的气密流通室，在该流通室中，全血(例如，溶血血液)、血浆或血清等患者样品被呈递至一个或多个位于卡50上的传感器，这些传感器包括但不限于溶血110(胞外血红蛋白)、葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116、pCO2 93、pH94、K+90、Ca++86、Na+78、pO2 70传感器。在一个实施方案中，溶血传感器110包括参比电极和反电极。
现在参见图3至6，溶血传感器110的复合膜60包括层53，层53通过化学反应(例如，酶反应)产生H2O2。复合膜60包括两个、三个或多个膜(或层)，例如，设置为与传感器通路56接触的外膜(或外层)51、包含氧化还原酶(如葡萄糖氧化酶)的酶膜(或酶层)53、和与工作电极接触的内干扰抑制膜(或内干扰抑制层、或内层)55(图4-6)。
溶血传感器的复合膜的外层或外膜
参见图3，外膜51通常位于溶血传感器110的表面上，并且与样品流动室56中的患者的全血样品接触。外膜51由聚氨酯成分构成，该聚氨酯成分为例如(但不限于)含水量为约45％至100％的脂肪族聚醚聚氨酯，这易于使H2O2由溶血传感器110的内部扩散通过外膜51的外表面并进入血液流动腔56，并且在血液流动腔56中，H2O2与全血样品混合。
在本发明的一个实施方案中，外膜51的厚度控制H2O2由中间层(例如酶层53)和内层(例如干扰层55)或工作电极57扩散通过外膜51的速率，因此，在一个实施方案中，溶血传感器110的外膜51的厚度基于H2O2由高H2O2浓度区域(例如，酶层53、其它内层(例如，干扰层55)或工作电极57)通过外膜51并向H2O2的低浓度区域(例如，外膜51)扩散的净转移量(nettransfer)来选择。
在常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器中，在这些传感器中使用的外膜的厚度是不利的，且对于测量溶血是无效的，这是因为与根据本发明所描述的溶血传感器110的外膜对H2O2的渗透性相比，这些传感器中的外膜对H2O2的渗透性低。其结果是，常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器的外膜不能使H2O2扩散通过膜(即从内膜向外膜扩散或穿过外膜到达膜的表面)，因此这些常规传感器在本文所描述的溶血传感器中是无效的。由于在常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器中，几乎很少或没有H2O2从内膜扩散到外膜，所以与溶血传感器110相比，工作电极(如铂电极)的氧化所需的H2O2可获得性没有下降，其中在溶血传感器110中，由于过氧化氢渗透性的增加(其为根据本发明的溶血传感器的外膜的渗透性的特征)，工作电极的氧化所需的H2O2可获得性下降。因此，与溶血传感器110相比，无论全血中是否存在胞外血红蛋白，常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器也不能提供充分降低的电流幅值，其中溶血传感器110在全血中存在胞外血红蛋白时会提供足够降低的电流幅值。
此外，在常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器中，在这些传感器中使用的外膜的厚度也是不利的且对于溶血传感器110是无效的，这是因为与溶血传感器110的外膜相比，(葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70中的)常规外膜对需要在溶血传感器110中产生过氧化氢的底物(例如，葡萄糖)的渗透性低。与常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器中的过氧化氢的产生相比，在溶血传感器110中，溶血传感器110检测溶血需要产生远远更多的过氧化氢。
此外，具有常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器的外膜的溶血传感器110对于溶血测量而言是无效的，这是因为如果将常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器的外膜厚度用于溶血传感器110中时，关于当全血样品中存在胞外血红蛋白时电流幅值会下降这一方面，将出现错误的结果，这可能是由于常规的葡萄糖91、乳酸92、肌酸118、肌酸酐116或pO2 70传感器的外膜对H2O2的渗透性低造成的。
在本发明的一个实施方案中，血红蛋白传感器110的外膜51的厚度在约0.01μm至约100μm的范围内、约0.01μm至约90μm的范围内、约0.1μm至约80μm的范围内、约0.1μm至约70μm的范围内、约0.1μm至约60μm的范围内、约0.1μm至约50μm的范围内、约0.1μm至约40μm的范围内、约0.1μm至约30μm的范围内、约0.1μm至约20μm的范围内、优选约0.1μm至约15μm的范围内、更优选为约0.1μm至约10μm的范围内。
在本发明的可供替代的实施方案中，也考虑了不需要外膜51的情况，在不存在外膜51的情况下，患者的溶血的全血样品中的胞外血红蛋白渗透过酶中间层53，并直接与溶血传感器110的酶中间层53中的H2O2相互作用。
在本发明的一个实施方案中，外膜51包含水凝胶，该水凝胶的含水量在约0.1％至约100％的范围内、约0.5％至约100％的范围内、约1％至约90％的范围内、约5％至约80％的范围内、约10％至约75％的范围内、约20％至约60％的范围内、约30％至约50％的范围内、优选在约40％至约70％的范围内、更优选在约60％至约70％的范围内。还考虑了根据本发明的外膜51的含水量在0-5％、5-10％、10-15％、15-20％、20-30％、30-40％、40-50％、50-60％、60-70％、70-80％、80-90％或90-100％的范围内。
在根据本发明的一个实施方案中，溶血传感器110的外膜51的线性膨胀(定义为当水凝胶浸入水中时水凝胶所发生的膨胀)在约0.1％至约100％的范围内、约0.5％至约100％的范围内、约1％至约100％的范围内、约5％至约100％的范围内、约10％至约100％的范围内、约20％至约100％的范围内、约30％至约100％的范围内、约40％至约100％的范围内、约50％至约100％的范围内、约60％至约100％的范围内、约70％至约100％的范围内、约80％至约100％的范围内、约90％至约100％的范围内、或约100％，优选约15％至约65％的范围内、更优选约20％至约45％的范围内。
在根据本发明的一个实施方案中，外膜层51包含由聚氨酯组分构成的水凝胶。例如，外膜的组成为含水量为45％至100％的脂肪族聚醚聚氨酯。
在根据本发明的溶血传感器110的另一个实施方案中，外膜51的粘度调节外膜51的厚度。膜厚度控制H2O2扩散通过外膜51的速率。例如，外膜51的粘度在约0厘泊(cps)至约10,000cps的范围内、约0cps至约9,000cps的范围内、约0cps至约8,000cps的范围内、0至约7000cps的范围内、约0cps至约6000cps的范围内、约0cps至约5000cps的范围内、约0cps至约4000cps的范围内、约0cps至约3,000cps的范围内、约0cps至约2000cps的范围内、约0cps至约1000cps的范围内、约0cps至约900cps的范围内、约0cps至约800cps的范围内、约0cps至约700cps的范围内、约0cps至约600cps的范围内、约0cps至约500cps的范围内、约0cps至约400cps的范围内、约0cps至约300cps的范围内、约0cps至约200cps的范围内、约0cps至约100cps的范围内、约0cps至约90cps的范围内、约0cps至约80cps的范围内、约0cps至约70cps的范围内、约0cps至约60cps的范围内、约0cps至约50cps的范围内、约0cps至约40cps的范围内、约0cps至约30cps的范围内、约0cps至约20cps的范围内、约0cps至约10cps的范围内、约0cps至约1cps的范围内、优选约10cps至约5000cps、更优选约10cps至约2500cps的范围内。
参见图4和5，在本发明的又一实施方案中，外膜51的渗透性使得H2O2能够通过分子的随机移动而扩散穿过溶血传感器110中的不同的膜层，或者使得H2O2由内膜(例如，酶膜53)等高浓度区域净移动至外膜51，或者由外膜51净移动至溶血传感器110的外膜51的表面200。例如，由酶层53或干扰抑制层55、或由工作电极57之中及其周围(即，工作电极附近)向通路56中的全血样品发生过氧化氢的扩散。在另一个实施方案中，外膜51的渗透性没有随着H2O2浓度或梯度改变而被饱和，即，随着由酶层53或干扰抑制层55、或工作电极57之中及其周围(即，工作电极57附近)向外层51的外表面200的H2O2浓度或梯度改变(即，升高或降低)，外膜51未被H2O2饱和。在另一个实施方案中，外膜51由这样的材料(例如，脂肪族聚醚聚氨酯)构成，从而使得全血或血浆中不同组分(包括但不限于电解质、氧、血红蛋白、二氧化碳、碳酸氢盐、甲烷、蛋白质)的扩散并不干扰H2O2由内膜(例如，酶膜53)向外膜51的扩散。
监测或检测全血中出现溶血的溶血传感器的电信号输出会受到氧分压(pO2)变化的影响，这种氧分压变化可能出现在个体患者的全血样品(例如溶血的全血样品)中。这是因为，该传感器采用了对氧气具有渗透性的水凝胶外膜，而过氧化物的形成取决于pO2水平。氧分压表示在溶血传感器110的酶中间层53中，患者的全血中可用于酶反应的氧气的量有多少。
在确定氧分压对于溶血传感器响应的示例性研究中，据发现对于相同水平的底物(即，葡萄糖)，与低的氧分压相比，高的氧分压确保了更高水平响应。例如，在图10中，与1％溶解血中的氧分压为19.8mmHg的情况相比，1％溶解血中的氧分压为203mmHg时显示出了更多的可供利用的氧气。因此，随着患者全血中pO2的升高，检测全血溶血的溶血传感器110的敏感性也升高。因此，根据本发明的实施方案，能够通过改变穿过溶血传感器110的外膜51的氧气流量来改变溶血传感器对全血溶血的响应。
尽管图10示出了全血pO2对溶血传感器110响应灵敏性的影响，然而应该指出的是，在恒定的氧气分压下，与不存在血红蛋白时工作电极57所产生的电流相比，存在血红蛋白时溶血传感器110的工作电极57所产生的电流总是更低的(图9A中，比较200mmHg的氧分压下1％溶解血和全血的电流输出)。
在根据本发明的另一非限制性示例性实施方案中，通过将20.0mL含四氢呋喃溶剂、0.2g的59％含水聚氨酯的溶液分配到复合膜60的酶层53上而制备外膜51。
在另一个实施方案中，可使用可购自AdvanSource Biomaterials(Wilmington,MA)的一种或多种市售膜(如Dl、D2、D3、D4、D6、D640、D7和HYDROSLIP)作为根据发明实施方案的外膜51。市售外膜的性质在以下表2中示出。
表2
市售外膜的性质
直接层叠于酶层53上并且与酶层53接触的外膜51还可起到保护酶层53的作用，其防止嵌入在酶层53中的酶49(如葡萄糖氧化酶)和其中嵌有酶49的稳定基质免于暴露于来自通路56中的样品的降解蛋白质或化合物。同样地，外膜51可以阻止酶49扩散至酶层53以外。如上所述，外膜51还能够起到控制底物(例如，葡萄糖、乳酸、肌酸和肌酸酐)和氧由样品向酶层扩散的速率的作用。继续参见图3和图4，在一个实施方案中，溶血传感器110的外膜51通常起到了控制或调节H2O2由酶层53的扩散的作用。外膜51还可以保护溶血传感器110的其他部分免于与通路56中样品的组分直接接触。在一个实施方案中，外膜51是包含一种或多种聚氨酯类化合物的聚合物膜。膜的亲水性或疏水性由聚合物的混合物确定。例如，如果膜的亲水性增加，则可提高过氧化氢扩散通过膜的能力、或者使过氧化氢更为迅速地扩散通过膜。外膜51的最佳组成是其中在通常的条件下，过氧化氢的扩散速率达到最佳平衡的浓度。
参见图4，外膜51提供了一种用于使溶血样品(例如全血)与通常扩散自酶层的过氧化氢接触的手段。在示例性实施方案中，当将溶血样品放置于外层51的外表面200上时，释放自溶血样品的血红蛋白成分将清除由酶层53扩散至外层51的过氧化氢。
在一个实施方案中，直接层叠于酶层53上并且与酶层53接触的外膜51还可起到保护酶层53的作用，其防止嵌入在酶层53中的酶49和其中嵌有酶49的稳定基质免于暴露于存在于通路56中的患者血样中的降解蛋白质或化合物。同样地，外膜51可以阻止酶49扩散至酶层53以外。外膜51还能够起到控制底物(例如，葡萄糖、乳酸、肌酸和肌酸酐)和氧由样品向酶层53扩散的速率的作用。
在一个实施方案中，当没有外膜时，当样品流过传感器通路56并流过溶血传感器110时，酶层51(下文将对其进行详细说明)与样品接触。在工作电极57处，由过氧化氢的氧化而产生的电信号由工作电极57内的铂丝携载，并传递至导体61，该导体与图1所示的电接口38和接点36电连接。
溶血传感器的中间层或中间膜(酶层)2011103525084
继续参见图4，溶血传感器110的酶层53至少包含一种固定于酶层53的基质内的酶49。酶49是酶反应所必须的，其中特定的底物参加于该酶反应中。在一个实施方案中，酶49包含至少一种具有酶活性的蛋白质。在其他实施方案中，酶49例如包含几种酶、蛋白和稳定剂的混合物。
在本发明的示例性实施方案中，蛋白质酶49是嵌入在溶血传感器110的酶层53中的葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、或酶的混合物(例如，肌酸酐酶、和/或肌酸酶和肌氨酸氧化酶)。溶血传感器110是过氧化氢产生器，即，当酶层53中的酶49与酶底物接触时，溶血传感器110产生过氧化氢。在一个示例性实施方案中，溶血传感器110包含酶层53中的戊二醛和葡萄糖氧化酶。在一个实施方案中，相对于每克的葡萄糖氧化酶，溶血传感器110包含0.10g的戊二醛。在另一个示例性实施方案中，溶血传感器110在酶层53中至少包含戊二醛、牛血清白蛋白和酶稳定剂，如，例如，聚乙烯亚胺和乳酸氧化酶。在一个实施方案中，例如，溶血传感器110包含45重量％的乳酸氧化酶、45重量％的牛血清白蛋白、5重量％的聚乙烯亚胺(酶稳定剂)和5重量％的戊二醛。乳酸氧化酶和牛血清白蛋白的重量分数可以改变。酶层中的聚乙烯亚胺的重量百分比可以改变，且戊二醛的重量百分比可以改变。其它酶稳定剂包括但不限于：聚离子化合物，如聚丙烯亚胺、聚(N-乙烯基咪唑)、聚烯丙基胺、聚乙烯基吡啶、聚乙烯基吡咯烷酮、聚赖氨酸、鱼精蛋白以及它们的衍生物。
在又一个本发明的实施方案中，溶血传感器110的酶层53包含嵌入到酶层53的基质中的若干种酶、蛋白质和稳定剂的混合物，从而仅溶血传感器110利用葡萄糖氧化酶或乳酸氧化酶来特定地产生过氧化氢。
酶混合物被用于溶血传感器110中以产生过氧化氢，而过氧化氢被来自溶血的全血的血红蛋白清除。在本发明的示例性实施方案中，溶血传感器110(例如)包含5重量％的肌酸酐酶、55重量％的肌酸酶、30重量％的肌氨酸氧化酶、5重量％的聚(N-乙烯基咪唑)(酶稳定剂)和5重量％的戊二醛的混合物。
溶血传感器110中的肌酸酐酶、肌酸酶和肌氨酸氧化酶的重量分数以及溶血传感器110中的肌酸酶和肌氨酸氧化酶的重量分数可以改变。溶血传感器110中的聚(N-乙烯基咪唑)的重量百分比可以在(例如)1％至20％的范围内改变，并且肌酸酐和肌酸电极中的戊二醛的重量百分比可以在(例如)1％至10％的范围内改变。还可以使用聚(N-乙烯基咪唑)之外的其他聚离子稳定剂以稳定酶混合物。聚离子化合物的例子包括但不限于聚乙烯亚胺、聚丙烯亚胺、聚烯丙基胺、聚乙烯吡啶、聚乙烯吡咯烷酮、聚赖氨酸、鱼精蛋白以及它们的衍生物。
在一个实施方案中，溶血传感器的酶层53包括葡萄糖氧化酶、乳酸氧化酶、酶的混合物(例如，肌酸酐酶、和/或肌酸酶和肌氨酸氧化酶)，该酶层53由酶、稳定剂(如聚乙烯亚胺或聚(N-乙烯基咪唑))和其它蛋白质(如牛血清白蛋白)的交联基质构成。通过例如戊二醛和二醛来进行酶、稳定剂和其它蛋白质分子的交联。也可以使用其他交联试剂，如1,4-二异氰酸丁酯、二异氰酸、1,2,7,8-二环氧辛烷和1,2,9,10-二环氧癸烷(其均为二环氧化物)。酶分子的交联以及在酶基质中使用聚离子稳定剂和惰性蛋白质能够显著延长酶电极的保存期限和使用期限。
内层或内膜(干扰抑制膜)
参见图3和图4，溶血传感器110还包括内干扰抑制膜或层55，其是与工作电极57密切接触的可恢复的(restorable)聚合膜，其中工作电极57具有导电铂丝。内干扰抑制膜55是通过使电可聚合单体在溶血传感器110上聚合成内聚合膜而形成的。合适的电可聚合单体包括苯并噻吩、苯二胺类(例如间苯二胺(PDA)和例如酚类)。内干扰抑制膜55可保护工作电极57中的线使之与样品中的化合物、特别是氧化性化合物隔离，这些化合物会干扰溶血传感器110的正常工作。在一个实施方案中，干扰抑制膜仅可渗透过氧化氢并阻挡更大的分子以避免其在工作电极57上进行氧化，由此确保了仅过氧化氢才能使电流响应升高。
金、碳、银、铜、钯和铱等其他金属可以代替铂用于工作电极57。
在根据本发明的一个实施方案中，包括内干扰抑制膜55在内的聚合膜是通过在电可聚合单体的存在下，向工作电极57施加电位而形成，其中工作电极57包含导线(例如铂丝)。如图3和4所示，在电位的存在下，单体在工作电极57上聚合，从而在工作电极57上形成电绝缘的内干扰抑制聚合膜55。在溶血传感器110的酶层53中，由酶对特异性底物的活性而产生了过氧化氢，过氧化氢通过内干扰抑制膜55的孔并与工作电极57接触，从而在工作电极57处产生电信号。内干扰抑制膜55中的孔的较小尺寸阻止了样品中大于过氧化氢的化合物(例如，醋氨酚、抗坏血酸、尿酸、半胱氨酸和其它大于H2O2的电活性化合物(通常被称为干扰物质))，从而避免了产生错误的信号并降低溶血传感器的准确度。
实施例
上述溶血传感器110可适用于市售的电化学传感器系统中，如GEM 4000(Instrumentation Laboratory Company，Bedford，MA)。作为一个例子，溶血传感器的制备如下：在50mM的磷酸盐缓冲液(pH 7.2)中制备葡萄糖氧化酶浓度在0.1mg/ml至50mg/ml范围内的酶(葡萄糖氧化酶(GOx))溶液。使葡萄糖氧化酶与戊二醛溶液(0.06％至6％)交联。将该交联的酶溶液滴加并流延(cast)于铂电极的表面，空气干燥30分钟。类似地，将四氢呋喃(THF)中的外膜水凝胶D2(AdvanSource Biomaterials,Wilmington,MA)(1％)滴加并流延于酶层，空气干燥30分钟。干燥后，在室温下，将经修饰的铂电极在GEM 4000 Cal B缓冲液(Instrumentation Laboratory Company，Bedford，MA，溶液的pH值为7.4)中水合90分钟，从而用于在GEM 4000临床分析仪(Instrumentation Laboratory Company，Bedford，MA)中。
在另一个方面中，本发明涉及用于检测或监测全血溶血的方法。在该方法的一个实施方案中，将全血样品引入到根据本发明的溶血传感器110中，接着检测在Hb(Fe2+)的存在下由过氧化氢所产生的电化学信号，其中所述溶血传感器110具有包含至少一种氧化还原酶的酶层53以及对过氧化氢具有高渗透性的外膜51。当在工作电极57处可检测电流与全血基线相比下降范围为4％至50％时，则表明全血样品中存在溶血。
如上面所讨论的，全血的溶血会导致全血样品中的非细胞部分，即液体(如血浆)中的胞内分析物(例如，如钾，镁或肌酸酐)增加，这是因为这些分析物(如钾，镁或肌酸酐)从破裂的或渗透性异常的红细胞的细胞内容物中释放出来。在样品的收集和处理过程中，由红细胞破裂而产生的溶血是临床实践中出现溶血的常见原因。例如，对于钾的分析而言，全血的溶血是尤其成问题的，这是因为相比于血浆中的钾浓度，红细胞内的K+水平要高约20倍(红细胞中的K+为105mmol/L vs.血浆中的K+为4.0mmol/L)。
例如，相比于非溶血的全血样品，约1％的溶血将虚假地使全血样品的K+水平提高约0.5mmol/L，在不存在溶血的情况下，这将足以被认为是临床有关的。因此，在一个方面，本发明涉及这样一种方法，其用于评估患者的全血样品中的分析物(如钾)升高的来源是否是由于通过全血样品的人为溶血而导致的伪像，或者是否是由于患者的生理异常而出现的。
本发明的另一个方面涉及通过利用本发明的溶血传感器110来检测或监测出现溶血的全血样品中的至少一种组分的水平的方法。全血中可被监测以检查全血中是否存在溶血的所述至少一种组分为血红蛋白。然而，利用本发明的方法，全血中的其他血组分(如电解质、矿物质、气体等)也可联合血红蛋白一同检测或监测，或者可独立于血红蛋白进行检测或监测。在一个特定的方面，至少一种血液组分为血红蛋白，由于其具有血红素基团，因而其化学行为类似过氧化物酶。因此在一个方面，本发明的方法利用了全血中的血组分的过氧化物或类过氧化物酶活性来检测或监测溶血。
在一个方面，电化学系统8(图1)设计为通过测量溶血传感器110的电输出变化来检测或监控全血中的溶血。在该方面中，电化学传感器系统8的溶血传感器110通过测量溶血传感器110中的电流波动来检测样品(例如，全血)的溶血情况，其中该波动是由于血红蛋白(过氧化物酶)与溶血传感器110中的过氧化氢反应而由血红蛋白引发的。溶血传感器110中血红蛋白与过氧化氢之间相互作用的结果是，过氧化氢被分解成羟基或分解成水和氧气。其结果是，与溶血传感器110中不存在血红蛋白时的过氧化氢的可获得性相比，可在溶血传感器110中的工作电极57(例如，铂电极)处氧化的过氧化氢较少。在溶血传感器110的工作电极57处的过氧化氢的氧化使得在溶血传感器110中产生电流。重要的是，需要注意：仅血浆或血清中的胞外血红蛋白(红细胞外)会与过氧化氢反应并产生溶血信号。胞内血红蛋白对溶血传感器没有影响。
在由电化学系统8的溶血传感器110监测或检测溶血的方法中，本发明的溶血传感器110包含一种或多种氧化还原酶，其能在样品和氧化剂的存在下产生过氧化氢。
具有葡萄糖氧化酶的溶血传感器
参照图2和6所示，在酶层53中具有葡萄糖氧化酶的溶血传感器110通过清除过氧化氢而工作，其中过氧化氢是通过酶层53中的酶反应而产生的。所述酶(葡萄糖氧化酶)在氧化剂(氧气)的存在下特异性地氧化葡萄糖，并产生过氧化氢(过氧化氢是一种会被血红蛋白清除的化合物)。在溶血传感器110中，在Hb(Fe2+)的存在下，由过氧化氢产生的电化学信号会减弱。
具有肌酸酐酶和/或肌酸酶和肌氨酸氧化酶的溶血传感器
参见图2，溶血传感器在酶层中具有肌酸酐酶和/或肌酸酶以及肌氨酸氧化酶，其通过检测由其各自的酶层中的酶反应产生的过氧化氢而工作。在具有肌酸酐酶的实施方案中，溶血传感器110的酶层53包含三种酶的混合物：肌酸酐酶、肌酸酶和肌氨酸氧化酶。该酶混合物特异性地氧化肌酸酐和肌酸，并且在肌氨酸氧化酶的存在下产生过氧化氢。过氧化氢会被血红蛋白清除。在溶血传感器110中，在Hb(Fe2+)的存在下，由过氧化氢产生的电化学信号会减弱。
在包含肌酸酶的实施方案中，溶血传感器110中的酶层53包含两种酶的混合物：肌酸酶和肌氨酸氧化酶。该酶混合物仅特异性地氧化肌酸并产生过氧化氢。过氧化氢会被血红蛋白清除。在溶血传感器110中，在Hb(Fe2+)的存在下，由过氧化氢产生的电化学信号会减弱。
具有乳酸氧化酶的溶血传感器
参见图2，在酶层53中具有乳酸氧化酶的溶血传感器是通过清除过氧化氢而工作的，其中过氧化氢是通过酶层53中乳酸氧化酶对乳酸的酶反应而产生的。酶层53中的乳酸氧化酶氧化乳酸以产生过氧化氢(其会被血红蛋白清除)。在溶血传感器110中，在Hb(Fe2+)的存在下，由过氧化氢产生电化学信号。
血红蛋白对H2O2的清除
图7示出了涉及利用血红蛋白清除过氧化氢的原理的研究结果。简言之，将由铂工作电极、金反电极和Ag/AgCl，1M KCl参比电极构成的3-电极电化学电池浸没在缓冲溶液(pH 7.4)中。在+500mV(vs.Ag/AgCl,1M KCl)下使工作电极极化，搅拌条件下连续监测它的电流响应。约180秒时，将过氧化氢(终浓度90μΜ)注射到电池中，这使得电流响应升高，然后立即变得平稳(注意：在180秒处观察到的尖峰是由于溶液注射而出现的人为假象)。这种电流响应是由于在铂电极处的过氧化氢的直接氧化而产生的。
继续参见图7，当在第320秒时将血红蛋白(终浓度为7.35μΜ)加入到上述溶液时，观察到了快速下降以及随后逐渐降低至初始背景电流。这证明添加到溶液中的血红蛋白导致了电流的立即衰退，其原因可能是由溶液中的过氧化氢分解所致。随着溶液中H2O2浓度的下降，铂电极处的相应的电流响应也下降。在第550秒第二次添加过氧化氢(终浓度为81μΜ)时，电流曲线中示处了电流峰值，随后为类似的衰退。这种行为证明了，利用在铂电极处的电化学氧化反应能够检测出溶液中血红蛋白与过氧化氢的相互作用。
GOx/D2(l％)对溶血血浆的响应
图8A和8B示出了涉及GOx/D2(l％)对溶血血浆响应的研究结果。在该研究中，溶血传感器的构造如下。简言之，在50mM磷酸盐缓冲液(pH 7.2)中制备酶GOx溶液。GOx的浓度在0.1mg/ml至50mg/ml的范围内。将戊二醛溶液(0.06％至6％)添加到上述酶溶液中，并使其交联30分钟。将交联的酶溶液滴加并流延于铂电极表面，并空气干燥30分钟。类似地，将THF中的外膜水凝胶D2(AdvanSource Biomaterials)(1％)滴加并流延于酶层上，空气干燥30分钟。干燥后，在室温下，将经过修饰的铂电极在GEM 4000 Cal B缓冲液(pH 7.4溶液)(Instrumentation Laboratory Company，Bedford，MA)中水合90分钟。
参见图8A和8B，如下所述制备溶血分析物样品。将来自捐助者的四个5mL血样混合，在塑料管中制成六个3mL的等份。对第一等份进行离心并分离出血浆。对于其它五个等份，通过迫使全血通过21-G针从而非常近似地模拟实际临床收集过程，由此使这五个等份发生溶血。每一个来回的抽拉构成一次注射器抽拉。每个等份依次增加通过针的次数，从而使每个等份的溶血量依次增加。在溶血后，将全部五个等份离心，并分离出血浆。将血浆(1.2mL)中的葡萄糖浓度调节为500mg/dL。
继续参见图8A和8B，在如图7所示的3-电极电池装置中进行测定。在此，将被GOx酶和水凝胶膜修饰的铂电极用作工作电极。对容纳有2400μL的Cal B缓冲液的电池进行连续搅拌，并在第120秒时，将各等份的血浆样品(600μL)注入。图8A示出了各等份的相应实时电流响应。在每次注射后，即刻获得血浆等份的血红蛋白和K+值，并在下表3中示出。
表3
注射器抽拉次数 tHb，g/dL K+，mmol/L
0 0.03 4.2
1 0.04 4.2
2 0.09 4.3
3 0.15 4.5
4 0.26 4.9
5 0.28 5.0
通过从没有溶血(即，0次注射器抽拉，参见上表3)的血浆响应中减去溶血血样(1至5)的电流响应，从而构建了溶血响应校准图(图8B)。为此，将注射后30秒的电流响应用于计算溶血和非溶血样品之间的差异。图8A和8B清楚地证明了上述传感器迅速响应于血浆中的胞外血红蛋白，且该响应与血红蛋白的浓度具有线性关系。
GOx/D2(l％)对溶血血液的响应
该试验设计与图8中所示的上述研究相同，不同之处在于该测试用样品是溶血的全血，而不是血浆样品，该试验设计的研究结果示出于图9A、9B和9C中。在此，由完全溶血的血液的等份制备以％(v/v)溶液表示的部分溶血的血液(fractional hemolyzed blood)。例如，通过向990μL的全血中加入10μL的溶解血液(LB)而制备1％溶解血液(LB)。按照此前的方式，将所有样品中的葡萄糖水平调节为500mg/dL的恒定值。
图9A示出了对于全血血样和溶血血样的实时电流曲线，而图9B对应于计算得到的校准曲线。图9C示出了校准曲线的线性部分。这些结果表明，根据本发明的溶血传感器是灵敏的，其响应于1％溶解血液或甚至更低浓度的溶解血液。重要的是需要注意，基质是全血并且溶血传感器仅响应于胞外血红蛋白。这种快速(30秒内)且灵敏的响应是必需的，这是因为这种溶血传感器的目的之一在于识别临床分析仪中任何假性升高的K+值。
氧分压(pO2)对1％溶解血液检测的影响
参见图10，进行了pO2的研究，从而了解氧分压(pO2)对溶血传感器响应的影响。由于该技术针对的是测量患者全血中的溶血，因此，根据患者的病历，样品的pO2肯能变化很大。另一方面，溶血传感器主要是通过在葡萄糖氧化酶的存在下由葡萄糖和氧气产生过氧化氢来工作。氧分压显示出有多少氧气可用于该反应。与较低的氧分压相比，较高的氧分压确保了对于相同水平的葡萄糖具有更高水平的响应。
图10以图表的方式说明了pO2对溶血传感器响应的预期影响。氧分压会对溶血传感器响应产生影响的原因在于：传感器采用了可使氧气透过的水凝胶外膜，而过氧化物的形成取决于pO2水平。因为膜对这种气体具有渗透性，因此溶血传感器易受患者血样中pO2变化的影响。如这项研究中所证明的那样，根据本发明的溶血传感器对于pO2具有线性负偏差(negative bias)。例如，对于1％溶解血液，200mmHg至20mmHg的pO2具有线性负偏差，因此需要进行修正以弥补这种行为。通过考虑了氧分压变化的响应算法完成了修正。

Claims (24)

1.一种用于检测全血样品中的溶血的电化学传感器系统，包括：
电化学传感器，其包括厚度在0.1μm至50μm范围内的亲水性外膜，所述膜的厚度适用于增强过氧化氢的流出，和含有能够产生所述过氧化氢的氧化还原酶的另一膜，和
无试剂室，其设置为邻近所述外膜，以使所述全血样品与所述外膜接触。
2.根据权利要求1所述的电化学传感器系统，其中所述氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶。
3.根据权利要求1所述的电化学传感器系统，其中所述氧化还原酶包括乳酸氧化酶。
4.根据权利要求1所述的电化学传感器系统，其中所述氧化还原酶包括酶的混合物，所述混合物至少包含肌酸酐酶和/或肌酸酶、以及肌氨酸氧化酶。
5.根据权利要求4所述的电化学传感器系统，其中所述酶的混合物包含所述肌酸酐酶和所述肌氨酸氧化酶。
6.根据权利要求4所述的电化学传感器系统，其中所述酶的混合物包含所述肌酸酶和所述肌氨酸氧化酶。
7.一种检测全血样品中的溶血的方法，包括：
(i)将所述全血样品引入到电化学传感器，所述电化学传感器包括能够产生过氧化氢的氧化还原酶和适用于增强所述过氧化氢的流出的亲水性外膜，随后
(ii)检测在Hb(Fe2+)的存在下由所述过氧化氢产生的电化学信号，其中与标准的非溶血全血样品相比，所述电化学信号的下降范围为4％至50％则表明全血样品中存在所述溶血。
8.根据权利要求7所述的方法，其中所述氧化还原酶包括葡萄糖氧化酶。
9.根据权利要求7所述的方法，其中所述氧化还原酶包括乳酸氧化酶。
10.根据权利要求7所述的方法，其中所述氧化还原酶包括酶的混合物，所述混合物至少包含肌酸酐酶和/或肌酸酶、以及肌氨酸氧化酶。
11.根据权利要求7所述的方法，其中所述外膜的厚度在0.1μm至50μm的范围内。
12.根据权利要求1所述的电化学传感器系统，其中所述外膜是亲水性的并且包含水凝胶。
13.根据权利要求12所述的电化学传感器系统，其中所述水凝胶的含水量为约0.1％至约100％。
14.根据权利要求7所述的方法，其中所述外膜是亲水性的并且包含水凝胶。
15.根据权利要求14所述的方法，其中所述水凝胶的含水量为约0.1％至约100％。
16.根据权利要求12所述的电化学传感器系统，其中所述水凝胶的含水量为约0.5％至约100％。
17.根据权利要求12所述的电化学传感器系统，其中所述水凝胶的含水量选自由以下范围组成的组中，所述范围为：约70％至80％、约80％至90％和约90％至100％。
18.根据权利要求14所述的方法，其中所述水凝胶的含水量为约0.5％至100％。
19.根据权利要求14所述的方法，其中所述水凝胶的含水量选自由以下范围组成的组中，所述范围为：约70％至80％、约80％至90％和约90％至100％。
20.根据权利要求1所述的电化学传感器系统，还包括内膜，该内膜包含选自由苯并噻吩和苯二胺类组成的组中的电可聚合单体。
21.根据权利要求7所述的方法，其中与不存在所述Hb(Fe2+)时产生的电流相比，存在所述Hb(Fe2+)时工作电极所产生的电流较低。
22.根据权利要求7所述的方法，其中所述电化学信号是可检测电流。
23.根据权利要求7所述的方法，其中所述外膜直接层叠在酶层上并与酶层接触。
24.根据权利要求23所述的方法，其中所述酶层至少包含一种固定于所述酶层的基质中的酶。
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