JP2011141302A - ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置 - Google Patents

ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置 Download PDF

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Abstract

【課題】センサを用いて電気化学的に血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値を測定する方法において、測定精度および信頼性に優れたＨｃｔ値の測定方法およびそれに用いるセンサを提供する。
【解決手段】血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値の電気化学的測定方法において、作用極（１１）および対極（１２）を有する電極系を準備し、前記二つの電極のうち作用極（１１）上には、酸化還元物質を配置せず、対極（１２）上には酸化還元物質を配置し、前記電極系に血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより前記作用極（１１）と対極（１２）との間に流れる電流を検出し、この電流値からＨｃｔ値を測定する。
【選択図】図１

Description

本発明は、Ｈｃｔの測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置に関する。
臨床検査等において、血液のＨｃｔ値は、血液の性状（血液のさらさら度や貧血など）を知る指標の一つとして測定されている。また、血液中のグルコース濃度（血糖値）等の血液成分の測定において、Ｈｃｔ値により測定値が変動することがあるため、その補正のためにもＨｃｔ値の測定が必要となることがある。用手法によるＨｃｔ値の測定は、例えば、凝固阻止剤を加えた血液を毛細管に吸い上げ、片方をパテ等で封して高速遠心後、全体を１００％として赤血球層の高さから比率を求める方法（ミクロヘマトクリット法）が一般的である。この他に、自動血球計数器の場合は、赤血球を電気的なパルスとして捉え、これらの大きさの和から算出するものと、赤血球の平均容積と赤血球の数から自動的に計算する方式がある。ちなみに、成人男子の標準的なＨｃｔ値は、３９〜５０％であり、成人女子の標準的なＨｃｔ値は、３６〜４５％であると言われている。
しかし、従来のＨｃｔ値の用手法による測定方法では、操作が煩雑で測定に時間がかかるという問題があり、他方、自動血球計数器による方法では、特別な装置を必要とするという問題がある。このため、Ｈｃｔ値をセンサによって電気化学的に、かつ簡便に測定する技術が検討されている（特許文献１参照）。しかしながら、従来のセンサを用いたＨｃｔ値の測定方法では、その精度および信頼性に問題があった。
特許第３３６９１８３号公報
そこで、本発明は、センサを用いて電気化学的にＨｃｔ値を測定する方法において、測定精度および信頼性に優れたＨｃｔ値の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置の提供を目的とする。
前記目的を達成するために、本発明の測定方法は、血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値の電気化学的測定方法であって、作用極および対極を有する電極系を準備し、前記二つの電極のうち作用極上には、酸化還元物質を配置せず、対極上には酸化還元物質を配置し、前記電極系に血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより前記電極間に流れる酸化電流または還元電流を検出し、この電流値からＨｃｔ値を測定するという方法である。
また、本発明のセンサは、血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値を電気化学的に測定するためのセンサであって、作用極および対極を含む電極系を有し、前記二つの電極のうち作用極上には、酸化還元物質が配置されておらず、対極上には酸化還元物質が配置されており、前記電極系に前記血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより電極間に流れる酸化電流または還元電流の電流値を検出するセンサである。
そして、本発明の測定装置は、Ｈｃｔ値の測定装置であって、前記本発明のセンサを保持する保持手段、前記センサの電極系に一定電圧を印加する印加手段および前記センサの電極系の酸化電流または還元電流を検出する検出手段を有する測定装置である。
このように、本発明の測定方法およびセンサでは、作用極および対極を含む電極系のうち、作用極上には酸化還元物質を配置せず、対極上に酸化還元物質を配置するようにしたので、前記作用極上には酸化還元物質を含まない血液が存在することになる。このため本発明では、前記作用極により、血液のＨｃｔ値に依存した信頼性ある電流値が得られ、また前記対極上にある酸化還元物質によって前記電流値を高感度で検出することができ、その結果、測定精度に優れ、しかもその測定は簡単に行うことができる。また、本発明によれば、センサによるＨｃｔ値の電気化学的測定が可能となるので、従来の測定方法のような特別な大型測定器具若しくは装置を用いた測定方法が不要になる。
図１は、本発明のセンサの一例を示す分解斜視図である。 図２は、前記センサの断面図である。 図３は、前記センサの平面図である。 図４は、本発明のセンサのその他の例を示す分解斜視図である。 図５は、前記センサの断面図である。 図６は、前記センサの平面図である。 図７Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図７Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図８Ａは、比較例のセンサにおける酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図８Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図８Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図９Ａは、その他の比較例のセンサにおける酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図９Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図９Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１０Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１０Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１０Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１１Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１１Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１１Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１２Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１２Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１２Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１３Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１３Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１３Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１４Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１４Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１４Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１５Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１５Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１５Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１６Ａは、さらにその他の比較例のセンサにおける酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１６Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１６Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１７Ａは、さらにその他の比較例のセンサにおける酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１７Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１７Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１８Ａは、さらにその他の比較例のセンサにおける酸化還元物質の配置状態を示す図であり、図１８Ｂは、前記例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１８Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図１９Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（０．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図１９Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２０Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（１．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２０Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２１Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（１．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２１Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２２Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（２．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２２Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２３Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（２．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２３Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２４Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（３．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２４Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２５Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（３．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２５Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２６Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（４．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２６Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２７Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（４．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２７Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２８Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（５．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２８Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図２９Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（５．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図２９Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３０Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（６．０Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図３０Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３１Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（６．５Ｖ）の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図３１Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３２Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧の印加に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図３２Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。 図３３は、本発明の測定装置の一例を示す斜視図である。 図３４は、前記例の測定装置の構成を示す構成図である。
つぎに、本発明を詳しく説明する。
本発明のＨｃｔ値の測定方法およびセンサにおいて、前記酸化還元物質は、特に制限されず、還元状態であっても酸化状態であってもよく、例えば、フェリシアン化物、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン、フェロセン誘導体があげられる。この中で、フェリシアン化物が好ましく、より好ましくはフェリシアン化カリウムである。なお、フェリシアン化物の還元状態はフェロシアン化物であり、フェリシアン化カリウムの還元状態は、フェロシアン化カリウムである。前記酸化還元物質の配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはセンサ１個当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは１〜５００ｍＭであり、より好ましくは、１０〜２００ｍＭである。また、銀、銅、あるいは塩化銀等の、比較的電解酸化あるいは還元が容易な物質を電極材料として用いた場合においても、本発明の目的とする効果が得られる。
本発明のＨｃｔ値の測定方法およびセンサにおいて、不純物の付着防止および酸化防止等の目的で、前記酸化還元物質が配置されない作用極は、高分子材料により被覆されていることが好ましい。前記高分子材料としては、例えば、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体などがあげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。高分子材料による電極の被覆方法は、特に制限されず、例えば、高分子材料溶液を準備し、これを電極表面に塗布し、ついで乾燥させて前記塗膜中の溶媒を除去すればよい。
本発明のＨｃｔ値の測定方法およびセンサにおいて、前記両電極間の印加電圧が、水が電気分解する電圧以上であるのが好ましく、より好ましくは１〜１０Ｖの範囲、さらに好ましくは１〜６．５Ｖの範囲である。水が電気分解する電圧以上の電圧を印加することで、ヘマトクリットに依存した電流をさらに高感度で測定することができ、血液中に存在する他の酸化還元物質の影響を受けず、個体差（個人差）に依存しない安定した電流が得られる。また、前記対極を基準として作用極にマイナスの電圧を印加してもよい。また、印加時間は、例えば、０．００１〜６０秒、好ましくは０．０１〜１０秒、より好ましくは０．０１〜５秒である。
本発明のＨｃｔ値の測定方法およびセンサにおいて、前記作用極と対極との間の最近接距離は、０．０５ｍｍ以上であるのが好ましい。このように０．０５ｍｍ以上の電極間距離があれば、測定値の信頼性が向上する。より好ましい電極間距離は、０．１ｍｍ以上であり、さらに好ましくは０．５ｍｍ以上である。
本発明のＨｃｔ値測定用センサは、絶縁基板を有し、前記絶縁基板において、前記電極系およびここに前記血液を導入するための流路が形成され、前記流路の一端は前記電極系に連通し、前記流路の他端はセンサの外部に向かって開口され、この部分が血液供給口となっているという構成であることが好ましい。この場合、さらに、スペーサーとカバーとを有し、前記絶縁基板の上に、前記スペーサーを介して前記カバーが配置されている構成であってもよい。
本発明のＨｃｔ値測定センサにおいて、前記電極系に、さらに、結晶均質化剤が配置されていてもよい。
前記結晶均質化剤は、試薬部の結晶状態を均質にするためのものであり、例えば、アミノ酸があげられる。前記アミノ酸としては、例えば、グリシン、アラニン、バリン、ロイシン、イソロイシン、セリン、トレオニン、メチオニン、アスパラギン、グルタミン、アルギニン、リシン、ヒスチジン、フェニルアラニン、トリプトファン、プロリン、サルコシン、ベタイン、タウリン、これらの塩、置換体および誘導体があげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。これらのなかで、グリシン、セリン、プロリン、トレオニン、リシン、タウリンが好ましく、より好ましくは、タウリンである。前記結晶均質化剤の配合量は、１回の測定当り若しくは１センサ当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは、１０〜５００ｍＭであり、より好ましくは１０〜３００ｍＭである。
つぎに、本発明の測定装置において、前記印加手段により印加される電圧が、水が電気分解する値以上の電圧であり、前記検出手段により検出された電流値からＨｃｔ値を算出する算出手段を有することが好ましい。なお、前述と同様の理由により、前記印加される電圧は、好ましくは、１〜１０Ｖの範囲であり、さらに好ましくは１〜６．５Ｖの範囲である。
つぎに、本発明のＨｃｔ測定用センサの例について、図面に基づき説明する。
図１、図２および図３に、本発明のＨｃｔ値測定用センサの一例を示す。図１は、前記センサの分解斜視図であり、図２は断面図であり、図３は平面図であり、前記３図において、同一部分には同一符号を付している。
図示のように、このセンサは、絶縁基板１０１の上に、直列状に作用極１１および対極１２が形成されている。前述のように、作用極１１の表面上は、高分子材料により被覆されていることが好ましい。また、このセンサの例では、対極１２上に酸化還元物質１３が配置されている。前記絶縁基板１０１の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスペーサー１０２を介しカバー１０３が配置されている。このセンサには、前記作用極１１および対極１２に血液を導入するための流路１４が形成されている。この流路の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延びており、外部に対し開口して、血液供給口となっている。前記作用極１１および対極１２は、それぞれリードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側（図において右側）に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー１０３の流路１４の端に対応する部分には、毛細管現象を発生するための空気抜孔１５が形成されている。
本発明において、前記絶縁基板の材質は特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。絶縁基板の大きさは、特に制限されず、例えば、図示のような板状の場合、全長５〜１００ｍｍ、幅３〜５０ｍｍ、厚み０．０５〜２ｍｍであり、好ましくは、全長１０〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．１〜１ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．１〜０．６ｍｍである。
絶縁基板上の電極およびリードは、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ2レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。
前記高分子材料による電極表面の被覆は、前述のように、例えば、所定の高分子材料を水若しくは緩衝液に溶解し、これを乾燥させることにより形成することができる。例えば、０．０１〜２．０ｗｔ％ＣＭＣ水溶液を、前記基板上の作用極１１の上に０.０１〜１００ｍｇ滴下し、乾燥させればよい。前記乾燥の方法は、特に制限されず、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよい。
前記対極１２上への酸化還元物質１３の配置は、例えば、酸化還元物質を水若しくは緩衝液に溶解し、これを対極表面に滴下若しくは塗布し、これを乾燥させればよい。酸化還元物質に加え、他の試薬を配置する場合には、前述のように試薬液を調製し、これを対極表面に滴下若しくは塗布し、これを乾燥させればよい。例えば、０．０１〜２．０ｗｔ％ＣＭＣ水溶液に、フェリシアン化カリウム１０〜２００ｍＭ、タウリン１０〜３００ｍＭを溶解させて試薬溶液を調製し、これを、前記基板上の対極１２の上に０．０１〜１００ｍｇ滴下し、乾燥させる。前記乾燥の方法は、特に制限されず、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよい。
つぎに、本発明において、スペーサーの材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。また、スペーサーの大きさは、特に制限されず、図示のような形状の場合、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅３〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜１ｍｍであり、好ましくは、全長１０〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．５ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍである。スペーサーには、血液導入のための流路となる切り欠き部が形成されているが、その大きさは、例えば、血液供給口から端までの長さ０．５〜５０ｍｍ、幅０．１〜１０ｍｍ、好ましくは、血液供給口から端までの長さ１〜１０ｍｍ、幅０．５〜５ｍｍ、より好ましくは、血液供給口から端までの長さ１〜５ｍｍ、幅０．５〜２ｍｍである。この切り欠き部は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、スペーサーの形成時に、切り欠き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。
つぎに、本発明において、カバーの材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板と同様の材料が使用できる。カバーの試料供給路の天井部に相当する部分は、親水性処理することが、さらに好ましい。親水性処理としては、例えば、界面活性剤を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー表面に水酸基、カルボニル基、カルボキシル基などの親水性官能基を導入する方法がある。カバーの大きさは、特に制限されず、図示のような形状の場合、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅３〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜０．５ｍｍであり、好ましくは、全長１０〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍであり、より好ましくは、全長１５〜３０ｍｍ、幅５〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２ｍｍである。カバーには、空気抜孔が形成されていることが好ましく、形状は、例えば、円形、楕円形、多角形などであり、その大きさは、例えば、最大直径０．０１〜１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０２５〜５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．０２５〜２ｍｍである。また、空気抜孔を複数個設けてもかまわない。この空気抜孔は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバーの形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。
つぎに、このセンサは、絶縁基板、スペーサーおよびカバーをこの順序で積層し、一体化することにより製造できる。一体化には、前記３つの部材を接着剤で貼り付けたり、若しくは熱融着してもよい。前記接着剤としては、例えば、エポキシ系接着剤、アクリル系接着剤、ポリウレタン系接着剤、また熱硬化性接着剤（ホットメルト接着剤等）、ＵＶ硬化性接着剤等が使用できる。
このセンサを用いたＨｃｔ値測定は、例えば、次のようにして実施される。すなわち、まず、専用のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。そして、出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接触させ、毛細管現象により、血液をセンサ内部に導入させる。そして、作用極１１および対極１２の間に一定の電圧を印加することにより、作用極１１においては、血液成分の酸化が起こり、対極１２では酸化状態の還元物質の還元が起こる。ここで流れる電流は、Ｈｃｔ値に依存するものであり、この電流を検出してＨｃｔを求める。検出した電流からＨｃｔ値を求めるには、予め電流とＨｃｔ値との検量線若しくは検量線テーブルを準備し、電流の検出の都度、換算すればよい。印加電圧は、前述のように、例えば、水が電気分解する電圧以上であり、好ましくは１〜１０Ｖ、より好ましくは１〜６．５Ｖであり、印加時間は、例えば、０．００１〜６０秒、好ましくは０．０１〜１０秒、より好ましくは０．０１〜５秒である。この工程において、作用極１１と対極１２との間は一定の間隙があり、かつ、前記作用極１１上には酸化還元物質が存在していないので、血液のＨｃｔ値のみ依存する電流が流れ、かつ前記対極１２上に存在する酸化還元物質によって、対極１２での反応が律速過程となることを抑制できる。
つぎに、図４、図５および図６に、本発明のＨｃｔ値測定用センサのその他の例を示す。図４は、前記センサの分解斜視図であり、図５は断面図であり、図６は平面図であり、前記３図において、同一部分には同一符号を付している。
図示のように、このセンサでは、基板２０１上に、作用極２１および対極２２が並列に形成され、対極２２上に酸化還元物質２３が配置されている。これに伴い、血液を電極に導入するための流路２４は、センサ先端部の血液導入口からセンサ中心に向かって延びているが、途中に２つの流路に分岐し、全体的にＴ字状となっており、分岐した流路のそれぞれの端部に、作用極２１若しくは対極２２が位置している。またスペーサー２０２の切り欠き形状もＴ字状であり、カバー２０３の、前記２つの分岐流路の端部に該当する部分に、毛細管現象を発生するための空気抜孔２５がそれぞれ形成されている。これ以外の構成、形成材料、形成方法、Ｈｃｔ値の測定手法および測定条件等は、前述の例と同様である。
以上、本発明のセンサを２例あげたが、本発明における電極パターンは、これらに限定されない。また、本発明のセンサは、血液成分測定用のセンサに組み込まれた状態であってもよい。
つぎに、本発明の測定装置の一例について、図３３および図３４に基づき説明する。前記両図において、図１〜図６と同一部分には、同一符号を付している。
図３３の斜視図に、センサを装着した状態の本発明の測定装置の一例を示す。図示のように、この測定装置１２３は、その一端にセンサの装着口１２５を有し、ここにセンサ１２１を装着して保持する。なお、１２２は、センサ１２１の検体供給口である。また、この測定装置１２３の略中央には表示部１２４を有し、ここに測定結果を表示する。
つぎに、図３４に、本発明の測定装置の構成の一例を示す。図示のように、この測定装置１１０は、２つのコネクタ１１１ａ、１１１ｂ、電流／電圧変換回路１１２、Ａ／Ｄ変換回路１１３、ＣＰＵ１１４、液晶表示装置（ＬＣＤ）１１５および基準電圧源１１６を主要構成要素としている。なお、基準電圧源１１６は、グランドとすることもできる。センサの対極１２は、コネクタ１１１ａを介して基準電圧源１１６に接続されている。センサの作用極１１は、コネクタ１１１ｂ、電流／電圧変換回路１１２およびＡ／Ｄ変換回路１１３を介しＣＰＵ１１４に接続されている。また、液晶表示装置１１５は、ＣＰＵに接続されている。この測定装置において、ヘマトクリットの測定は、例えば、つぎのようにして実施される。すなわち、まず、センサの電極系に血液が導入されると、ＣＰＵ１１４の指令により電流／電圧変換回路１１２および基準電圧源１１６から作用極１１および対電極１２間に一定の電圧が一定時間印加される。この印加電圧の好ましい範囲は、前述のとおりである。この電圧印加により、前記両電極間に酸化電流若しくは還元電流が流れる。この電流は、血液のヘマトクリット値に基づくものである。そして、この電流は、電流／電圧変換回路１１２によって電圧に変換され、その電圧値は、Ａ／Ｄ変換回路１１３によってデジタル値に変換されてＣＰＵ１１４に出力される。ＣＰＵ１１４は、そのデジタル値をもとにして応答値を算出し、これをヘマトクリット値に換算し、その結果を、液晶表示部１１５に表示する。
つぎに、本発明の実施例について、比較例と併せて説明する。
図１、２および３に示す構成のセンサを作製した。なお、前記センサにおいて、前記作用極１１は、ＣＭＣにより被覆した。一方、フェリシアン化カリウム（量：６０ｍＭ）、タウリン（８０ｍＭ）を、ＣＭＣ水溶液（０．１ｗｔ％）に溶解して調製した試薬液を前記対極１２上に滴下した後、乾燥させた。前記両電極間の最近接距離は１．０ｍｍ以上とした。他方、Ｈｃｔ値を、２５、４５および６５に調整した、３種類の血液試料を準備した。これら３つの血液試料について、前記センサにより、印加電圧２．５Ｖ、印加時間３秒の条件で、センサの前記両電極に流れる電流を測定した。その結果を、図７Ａおよび図７Ｂのグラフに示す。図７Ａは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図７Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。感度差のグラフは、Ｈｃｔ値が２５％または６５％の血液応答値の経時変化を、Ｈｃｔ値４５％の血液応答値を基準にして示したものである。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。なお、両電極上にＣＭＣのような高分子材料が無い場合においても、検出は可能であった。
（比較例１）
図８Ａに示す構成のセンサを作製した。図示のように、このセンサでは、作用極３１と対極３２とが、流路３４上で接するように形成され、カバー（図示せず）の流路３４の端に対応する部分には、毛細管現象を発生するための空気抜孔３５が形成されている。このセンサにおいて、０．０１〜２．０ｗｔ％ＣＭＣ水溶液に、フェリシアン化カリウム１０〜２００ｍＭ、フェリシアン化カリウムの約７分の１の濃度のフェロシアン化カリウム、タウリン１０〜３００ｍＭを溶解させて試薬溶液を調製し、これを、基板の作用極３１および対極３２の両電極からはみ出るように滴下し、乾燥させた。また、前記印加電圧を０．２Ｖとした。これら以外は、実施例１と同じ条件で、３つのＨｃｔ値の前記試料について、センサの前記両電極に流れる電流を測定した。その結果を、図８Ｂおよび図８Ｃのグラフに示す。図８Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図８Ｃは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。図示のように、この比較例では、その感度差が電圧印加時間の影響を大きく受けており、Ｈｃｔの定量に適した応答電流を得るに至らなかった。
（比較例２）
前記比較例１のセンサにおいて、０．０１〜２．０ｗｔ％ＣＭＣ水溶液に、フェリシアン化カリウム１０〜２００ｍＭ、タウリン１０〜３００ｍＭを溶解させて試薬溶液を調製し、これを、基板の作用極３１および対極３２の両電極からはみ出るように滴下し、乾燥させた。これ以外は、実施例１と同じ条件で（印加電圧２．５Ｖ等）、３つのＨｃｔ値の前記試料について、センサの前記両電極に流れる電流を測定した。その結果を、図９Ｂおよび図９Ｃのグラフに示す。図９Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図９Ｃは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。図示のように、この比較例においても、その感度差が電圧印加時間の影響を大きく受けており、Ｈｃｔの定量に適した応答電流を得るに至らなかった。
本実施例では、６種類のセンサ（２−１〜２−６）を作製し、それぞれのセンサにおいて、作用極もしくは対極に対する酸化還元物質（フェリシアン化カリウム）の配置を変えて、応答電流および感度差を測定した。また、併せて、比較例３として、３種類のセンサ（２−７〜２−９）を作製し、それぞれのセンサにおいて、作用極もしくは対極に対する酸化還元物質（フェリシアン化カリウム）の配置を変えて、応答電流および感度差を測定した。前記各センサは、酸化還元物質の配置および電極間距離（１．１５ｍｍ）以外は、実施例１と同様にして作製した。また、応答電流値および感度差の測定も、実施例１と同様にして行った。以下、各センサの酸化還元物質の配置パターンと、前記測定結果を示す。なお、図１０〜図１８において、図Ａは、酸化還元物質の配置パターンを示す図であり、図Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図Ｃは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
（２−１）
図１０Ａに示すように、この例のセンサでは、酸化還元物質１３を、対極１２からはみ出るように配置しており、対極１２表面上と、前記両電極間の対極側の一部とに、酸化還元物質１３が存在している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１０Ｂおよび図１０Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確かつ良好に検出することができた。
（２−２）
図１１Ａに示すように、この例のセンサでは、酸化還元物質１３を、対極１２の表面上のみに配置している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１１Ｂおよび図１１Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確かつ良好に検出することができた。
（２−３）
図１２Ａに示すように、この例のセンサでは、酸化還元物質１３を、対極１２からはみ出るように配置しており、対極１２表面上と、前記両電極間とに、酸化還元物質が存在している。なお、作用極１１上には酸化還元物質は存在していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１２Ｂおよび図１２Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
（２−４）
図１３Ａに示すように、この例のセンサでは、作用極１１と対極１２との配置を入れ替え、導入される血液の流れの上流側に酸化還元物質１３の配置された対極１２を形成し、下流側に酸化還元物質１３が配置されていない作用極１１を形成している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１３Ｂおよび図１３Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができたが、上記（２−１）、（２−２）および（２−３）の例に比べると、感度差が若干小さかった。
（２−５）
図１４Ａに示すように、この例のセンサでは、酸化還元物質１３を、対極１２からはみ出るように配置しており、対極１２表面の一部上と、前記両電極間の一部とに、酸化還元物質が存在している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１４Ｂおよび図１４Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、電圧を印加した直後の１秒間（図中３〜４秒の間）においては、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
（２−６）
図１５Ａに示すように、この例のセンサでは、酸化還元物質１３を、対極１２からはみ出るように配置しており、対極１２表面の一部に、酸化還元物質が存在している。なお、前記両電極間には、酸化還元物質は存在していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１５Ｂおよび図１５Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、電圧を印加した直後の１秒間（図中３〜４秒の間）においては、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
（２−７）
図１６Ａに示すように、この比較例のセンサでは、酸化還元物質１３を、作用極１１、対極１２および前記両電極の全てに配置している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１６Ｂおよび図１６Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できなかった。
（２−８）
図１７Ａに示すように、この比較例のセンサでは、酸化還元物質１３を、作用極１１、対極１２および前記両電極の一部に配置している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１７Ｂおよび図１７Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できなかった。
（２−９）
図１８Ａに示すように、この比較例のセンサでは、酸化還元物質を配置していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１８Ｂおよび図１８Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を検出できなかった。
本実施例では、印加電圧を０．５〜６．５Ｖの範囲で変化させて、センサにおける応答電流および感度差を測定した。前記センサは、実施例１と同様にして作製した。また、応答電流値および感度差の測定も、実施例１と同様にして行った。この測定結果を、図１９〜図３１の各グラフに示す。なお、図１９〜図３１において、図Ａは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
図１９に示すように、０．５Ｖの印加電圧であってもＨｃｔ値を反映した応答電流を検出できたが、１〜６．５Ｖで印加すると、図２０〜図３１に示すように、さら明確に応答電流が検出可能であり、最も好ましいのは、図２０〜図２４に示すように、１〜３Ｖで印加した場合であった。なお、５Ｖ以上で印加すると、時間の経過により波形が乱れるが、印加直後から短い時間内であれば、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できる。なお、本実施例では、一定の条件下で印加電圧を変化させてＨｃｔ値に基づく電流を検出したが、本発明は、これに限定されず、印加電圧が本実施例で示した範囲に無くても、電極間距離、酸化還元物質の種類や量等のその他の条件を適宜設定することで、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することが可能である。
図１、２および３に示す構成のセンサを作製した。なお、前記センサにおいて、前記作用極１１は、ＣＭＣにより被覆した。一方、フェロシアン化カリウム（量：６０ｍＭ）、タウリン（８０ｍＭ）を、ＣＭＣ水溶液（０．１ｗｔ％）に溶解して調製した試薬液を前記対極１２上に滴下した後、乾燥させた。前記両電極間の最近接距離は１．０ｍｍ以上とした。他方、Ｈｃｔ値を、２５、４５および６５に調整した、３種類の血液試料を準備した。これら３つの血液試料について、前記センサにより、印加電圧として作用極に−２．５Ｖを印加し、印加時間３秒の条件で、センサの前記両電極に流れる電流を測定した。その結果を、図３２Ａおよび図３２Ｂのグラフに示す。図３２Ａは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（Ａ）の経時的変化を表すグラフであり、図３２Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。なお、両電極上にＣＭＣのような高分子材料が無い場合においても、検出は可能であった。
以上のように、本発明のＨｃｔ値の測定方法およびこれに用いるセンサならびに測定装置は、Ｈｃｔ値を電気化学的に高精度および高信頼度で、しかも簡単に測定することができる。したがって、本発明の測定方法およびセンサならびに測定装置は、血液のＨｃｔ値の測定に有用であり、グルコース等の血液成分のセンサを用いた電気化学的測定におけるＨｃｔ値による補正に適している。
１１、２１、３１ 作用極
１２、２２、３２ 対極
１３、２３、３３ 試薬部
１４、２４、３４ 流路
１５、２５、３５ 空気抜孔
１０１、２０１ 絶縁基板
１０２、２０２ スペーサー
１０３、２０３ カバー
１１０、１２３ 測定装置
１２１ センサ
１２２ 検体供給口
１２４ 表示部
１２５ 装着口
１１１ａ、１１１ｂ コネクタ
１１２ 電流／電圧変換回路
１１３ Ａ／Ｄ変換回路
１１４ ＣＰＵ
１１５ ＬＣＤ
１１６ 基準電圧源

Claims (31)

  1. 血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値の電気化学的測定方法であって、作用極および対極を有する電極系を準備し、前記二つの電極のうち作用極上には、酸化還元物質が配置されておらず、対極上には酸化還元物質が配置されており、前記電極系に血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより前記電極間に流れる酸化電流または還元電流を検出し、この電流値からＨｃｔ値を測定する方法。
  2. 前記酸化還元物質が、酸化状態および還元状態の少なくとも一方の酸化還元物質を含む請求項１記載の方法。
  3. 前記酸化還元物質が、フェリシアン化物である請求項１記載の方法。
  4. 前記フェリシアン化物が、フェリシアン化カリウムである請求項３記載の方法。
  5. 前記酸化還元物質が、フェロシアン化物である請求項１記載の方法。
  6. 前記フェロシアン化物が、フェロシアン化カリウムである請求項５記載の方法。
  7. 前記酸化還元物質が配置されていない前記作用極が、高分子材料で被覆されている請求項１記載の方法。
  8. 前記高分子材料が、カルボキシメチルセルロースである請求項７記載の方法。
  9. 前記印加電圧が、水が電気分解する電圧以上である請求項１記載の方法。
  10. 前記印加電圧が、１〜１０Ｖである請求項１記載の方法。
  11. 前記印加電圧が、１〜６．５Ｖである請求項１記載の方法。
  12. 前記印加電圧が、前記対極を基準として作用極に対するマイナスの印加電圧である請求項５記載の方法。
  13. 血液のヘマトクリット（Ｈｃｔ）値を電気化学的に測定するためのセンサであって、作用極および対極を含む電極系を有し、前記二つの電極のうち作用極上には、酸化還元物質が配置されておらず、対極上には酸化還元物質が配置されており、前記電極系に前記血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより電極間に流れる酸化電流または還元電流の電流値を検出するセンサ。
  14. 前記作用極と前記対極とが同一の絶縁基材上に、互いに間隔をあけて平面的に配置されている請求項１３記載のセンサ。
  15. 前記センサは血液を導入するための流路を有しており、前記流路の一端から供給された血液の流れの上流側に前記作用極が配置され、下流側に前記対極が配置されている請求項１３記載のセンサ。
  16. 前記酸化還元物質が、酸化状態および還元状態の少なくとも一方の酸化還元物質を含む請求項１３記載のセンサ。
  17. 前記酸化還元物質が、フェリシアン化物である請求項１３記載のセンサ。
  18. 前記フェリシアン化物が、フェリシアン化カリウムである請求項１７記載のセンサ。
  19. 前記酸化還元物質が、フェロシアン化物である請求項１３記載のセンサ。
  20. 前記フェロシアン化物が、フェロシアン化カリウムである請求項１９記載のセンサ。
  21. 前記酸化還元物質が配置されていない前記作用極が、高分子材料で被覆されている請求項１３記載のセンサ。
  22. 前記高分子材料が、カルボキシメチルセルロースである請求項２１記載のセンサ。
  23. 前記印加電圧が、水が電気分解する電圧以上である請求項１３記載のセンサ。
  24. 前記印加電圧が、１〜１０Ｖである請求項１３記載のセンサ。
  25. 前記印加電圧が、１〜６．５Ｖである請求項１３記載のセンサ。
  26. 前記印加電圧が、前記対極を基準として作用極に対するマイナスの印加電圧である請求項１９記載のセンサ。
  27. 絶縁基板を有し、前記絶縁基板において、前記電極系およびここに前記血液を導入するための流路が形成され、前記流路の一端は前記電極系に連通し、前記流路の他端はセンサの外部に向かって開口され、この部分が血液供給口となっている請求項１３記載のセンサ。
  28. さらに、スペーサーとカバーとを有し、前記絶縁基板の上に、前記スペーサーを介して前記カバーが配置されている請求項２７記載のセンサ。
  29. 前記電極系に、さらに、結晶均質化剤が配置されている請求項１３記載のセンサ。
  30. Ｈｃｔ値の測定装置であって、請求項１３記載のセンサを保持する保持手段、前記センサの電極系に一定電圧を印加する印加手段および前記センサの電極系の酸化電流または還元電流を検出する検出手段を有する測定装置。
  31. 前記印加手段により印加される電圧が、水が電気分解する値以上の電圧であり、前記検出手段により検出された電流値からＨｃｔ値を算出する算出手段を有する請求項３０記載の装置。
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