KR101049330B1

KR101049330B1 - 헤마토크릿의 측정 방법 및 그것에 이용하는 센서 및 측정장치

Info

Publication number: KR101049330B1
Application number: KR1020067010645A
Authority: KR
Inventors: 마사키 후지와라; 데페이 신노; 신 이케다
Original assignee: 파나소닉 주식회사
Priority date: 2003-12-04
Filing date: 2004-12-03
Publication date: 2011-07-13
Also published as: EP2574910A1; EP3285068A1; WO2005054839A1; US20070062822A1; JP2011047962A; KR20060113717A; CA2545477A1; JP2011141302A; JP4794686B2; EP2574910B1; JPWO2005054839A1; CA2545477C; EP1707953A4; US8480869B2; EP3285068B1; JP2011141300A; US20120037506A1; JP2011047963A; JP4855545B2; JP4795493B2

Abstract

센서를 이용하여 전기 화학적으로 혈액의 헤마토크릿(Hct)값을 측정하는 방법에 있어서, 측정 정밀도 및 신뢰성이 뛰어난 Hct값의 측정 방법 및 그것에 이용하는 센서를 제공한다. 혈액의 헤마토크릿(Hct)값의 전기 화학적 측정 방법에 있어서, 작용극(11) 및 대극(12)을 갖는 전극계를 준비하고, 상기 두 개의 전극 중 작용극(11) 상에는 산화 환원 물질을 배치하지 않고, 대극(12) 상에는 산화 환원 물질을 배치하며, 상기 전극계에 혈액을 도입하고, 이 상태로 상기 전극계에 전압을 인가하며, 이에 따라 상기 작용극(11)와 대극(12) 사이에 흐르는 전류를 검출하고 이 전류값로부터 Hct값을 측정한다.

Description

헤마토크릿의 측정 방법 및 그것에 이용하는 센서 및 측정 장치{HEMATOCRIT(Hct) MEASURING METHOD, SENSOR USED FOR SAME, AND MEASURING INSTRUMENT}

본 발명은 Hct의 측정 방법 및 그것에 이용하는 센서 및 측정 장치에 관한 것이다.

임상 검사 등에 있어서, 혈액의 Hct값은 혈액의 성상(혈액 순환도나 빈혈 등)을 아는 지표의 하나로서 측정되고 있다. 또한, 혈액 중의 글루코오스 농도(혈당치) 등의 혈액 성분의 측정에 있어서, Hct값에 의해 측정값이 변동하는 일이 있기 때문에, 그 보정을 위해서도 Hct값의 측정이 필요해지는 일이 있다. 용수법에 의한 Hct값의 측정은, 예컨대, 응고 저지제를 첨가한 혈액을 모세관에 빨아올리고, 한 쪽을 퍼티 등으로 밀봉하여 고속 원심 후, 전체를 100%로 하여 적혈구층의 높이로부터 비율을 구하는 방법(마이크로헤마토크릿법)이 일반적이다. 이 밖에, 자동 혈구 계수기의 경우에는, 적혈구를 전기적인 펄스로서 파악하여 이들의 크기의 합으로부터 산출하는 것과, 적혈구의 평균 용적과 적혈구의 수로부터 자동적으로 계산하는 방식이 있다. 이와 관련하여, 성인 남자의 표준 Hct값은 39~50%이고, 성인 여자의 표준 Hct값은 36~45%라고 하고 있다.

그러나, 종래의 Hct값의 용수법에 의한 측정 방법으로는 조작이 번잡하고 측정에 시간이 걸린다는 문제가 있고, 한편, 자동 혈구 계수기에 의한 방법으로는 특별한 장치를 필요로 한다는 문제가 있다. 이 때문에, Hct값을 센서에 의해서 전기 화학적으로, 또한 간편하게 측정하는 기술이 검토되고 있다(특허문헌 1 참조). 그러나, 종래의 센서를 이용한 Hct값의 측정 방법에는 그 정밀도 및 신뢰성에 문제가 있었다.

[특허문헌 1] 일본 등록 특허 공보 제3369183호

따라서, 본 발명은 센서를 이용하여 전기 화학적으로 Hct값을 측정하는 방법에 있어서, 측정 정밀도 및 신뢰성이 뛰어난 Hct값의 측정 방법 및 그것에 이용하는 센서 및 측정 장치의 제공을 목적으로 한다.

상기 목적을 달성하기 위해서, 본 발명의 측정 방법은, 혈액의 헤마토크릿(Hct)값의 전기 화학적 측정 방법으로서, 작용극 및 대극을 갖는 전극계를 준비하고, 상기 두 개의 전극 중 작용극 상에는 산화 환원 물질을 배치하지 않고, 대극 상에는 산화 환원 물질을 배치하며, 상기 전극계에 혈액을 도입하고, 이 상태로 상기 전극계에 전압을 인가하며, 이에 따라 상기 전극 사이에 흐르는 산화 전류 또는 환원 전류를 검출하고 이 전류값으로부터 Hct값을 측정한다는 방법이다.

또한, 본 발명의 센서는 혈액의 헤마토크릿(Hct)값을 전기 화학적으로 측정하기 위한 센서로서, 작용극 및 대극을 포함하는 전극계를 갖고, 상기 두 개의 전극 중 작용극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있지 않고, 대극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있으며, 상기 전극계에 상기 혈액을 도입하고, 이 상태로 상기 전극계에 전압을 인가하며, 이에 따라 전극 사이에 흐르는 산화 전류 또는 환원 전류의 전류값을 검출하는 센서이다.

그리고, 본 발명의 측정 장치는 Hct값의 측정 장치로서, 상기 본 발명의 센서를 유지하는 유지 수단, 상기 센서의 전극계에 일정 전압을 인가하는 인가 수단 및 상기 센서의 전극계의 산화 전류 또는 환원 전류를 검출하는 검출 수단을 갖는 측정 장치이다.

이와 같이, 본 발명의 측정 방법 및 센서에서는, 작용극 및 대극을 포함하는 전극계 중, 작용극 상에는 산화 환원 물질을 배치하지 않고, 대극 상에 산화 환원 물질을 배치하도록 하였기 때문에, 상기 작용극 상에는 산화 환원 물질을 포함하지 않은 혈액이 존재하게 된다. 이 때문에 본 발명에서는 상기 작용극에 의해 혈액의 Hct값에 의존한 신뢰성 있는 전류값이 얻어지고, 또한 상기 대극 상에 있는 산화 환원 물질에 의해서 상기 전류값을 고감도로 검출할 수 있으며, 그 결과, 측정 정밀도가 뛰어나고 더구나 그 측정은 간단하게 행할 수 있다. 또한, 본 발명에 의하면, 센서에 의한 Hct값의 전기 화학적 측정이 가능해지기 때문에, 종래의 측정 방법과 같은 특별한 대형 측정 기구 혹은 장치를 이용한 측정 방법이 불필요해진다.

도 1은 본 발명의 센서의 일례를 도시하는 분해 사시도이다.

도 2는 상기 센서의 단면도이다.

도 3은 상기 센서의 평면도이다.

도 4는 본 발명의 센서의 그 밖의 예를 도시하는 분해 사시도이다.

도 5는 상기 센서의 단면도이다.

도 6은 상기 센서의 평면도이다.

도 7A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 7B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 8A는 비교예의 센서에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 8B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 8C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 9A는 그 밖의 비교예의 센서에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 9B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 9C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 10A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 10B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 10C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 11A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 11B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 11C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 12A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 12B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 12C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 13A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 13B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 13C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 14A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 14B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 14C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 15A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 15B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 15C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 16A는 또 다른 비교예의 센서에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 16B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시 간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 16C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 17A는 또 다른 비교예의 센서에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 17B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 17C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 18A는 또 다른 비교예의 센서에서의 산화 환원 물질의 배치 상태를 도시하는 도면이고, 도 18B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 18C는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 19A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(0.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 19B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 20A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(1.0V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 20B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 21A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(1.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 21B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 22A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(2.0V)의 인가에 대한 응 답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 22B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 23A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(2.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 23B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 24A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(3.0V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 24B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 25A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(3.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 25B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 26A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(4.0V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 26B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 27A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(4.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 27B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 28A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(5.0V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 28B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 29A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(5.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 29B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 30A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(6.0V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 30B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 31A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압(6.5V)의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 31B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 32A는 본 발명의 센서의 또 다른 예에서의 전압의 인가에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 32B는 상기 예에서의 전압의 인가에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 33은 본 발명의 측정 장치의 일례를 도시하는 사시도이다.

도 34는 상기 예의 측정 장치의 구성을 도시하는 구성도이다.

<도면의 주요부분에 대한 부호의 설명>

11, 21, 31 : 작용극

12, 22, 32 : 대극

13, 23, 33 : 시약부

14, 24, 34 : 유로

15, 25, 35 : 공기 빠짐 구멍

101, 201 : 절연 기판

102, 202 : 스페이서

103, 203 : 커버

110, 123 : 측정 장치

121 : 센서

122 : 검체 공급구

124 : 표시부

125 : 장착구

111a, 111b : 커넥터

112 : 전류/전압 변환 회로

113 : A/D 변환 회로

114 : CPU

115 : LCD

116 : 기준 전압원

다음에, 본 발명을 자세히 설명한다.

본 발명의 Hct값의 측정 방법 및 센서에 있어서, 상기 산화 환원 물질은 특별히 제한되지 않고, 환원 상태라도 산화 상태라도 좋으며, 예컨대 페리시안화물, p-벤조퀴논, p-벤조퀴논 유도체, 페나진 메타설페이트, 메틸렌블루, 페로센, 페로센 유도체를 들 수 있다. 이 중에서 페리시안화물이 바람직하고, 보다 바람직하게 는 페리시안화칼륨이다. 한편, 페리시안화물의 환원 상태는 페로시안화물이고, 페리시안화칼륨의 환원 상태는 페로시안화칼륨이다. 상기 산화 환원 물질의 배합량은 특별히 제한되지 않고, 1회의 측정 당 혹은 센서 1개 당, 예컨대, 0.1~1000mM이고, 바람직하게는 1~500mM이며, 보다 바람직하게는 10~200mM이다. 또한, 은, 구리, 혹은 염화은 등의 비교적 전해 산화 혹은 환원이 용이한 물질을 전극 재료로서 이용한 경우에 있어서도, 본 발명의 목적으로 하는 효과가 얻어진다.

본 발명의 Hct값의 측정 방법 및 센서에 있어서, 불순물의 부착 방지 및 산화 방지 등의 목적에서, 상기 산화 환원 물질이 배치되지 않은 작용극은 고분자 재료에 의해 피복되어 있는 것이 바람직하다. 상기 고분자 재료로서는, 예컨대, 카르복시메틸셀룰로오스(CMC), 히드록시에틸셀룰로오스, 히드록시프로필셀룰로오스, 메틸셀룰로오스, 에틸셀룰로오스, 에틸히드록시에틸셀룰로오스, 카르복시에틸셀룰로오스, 폴리비닐알코올, 폴리비닐피롤리돈, 폴리진 등의 폴리아미노산, 폴리스티렌술폰산, 젤라틴 및 그 유도체, 폴리아크릴산 및 그 염, 폴리메타크릴산 및 그 염, 스타치 및 그 유도체, 무수말레인산 중합체 및 그 염, 아가로스 겔 및 그 유도체 등을 들 수 있다. 이들은 단독으로 사용해도 좋고, 2종류 이상으로 병용해도 좋다. 고분자 재료에 의한 전극의 피복 방법은 특별히 제한되지 않고, 예컨대, 고분자 재료 용액을 준비하고, 이것을 전극 표면에 도포하며, 계속해서 건조시켜 상기 도포막 중의 용매를 제거하면 좋다.

본 발명의 Hct값의 측정 방법 및 센서에 있어서, 상기 양 전극 사이의 인가 전압이, 물이 전기 분해하는 전압 이상인 것이 바람직하고, 보다 바람직하게는 1~10V의 범위, 더욱 바람직하게는 1~6.5V의 범위이다. 물이 전기 분해하는 전압 이상의 전압을 인가함으로써 헤마토크릿에 의존한 전류를 더욱 고감도로 측정할 수 있고, 혈액 중에 존재하는 다른 산화 환원 물질의 영향을 받지 않고, 개체차(개인차)에 의존하지 않는 안정된 전류가 얻어진다. 또한, 상기 대극을 기준으로 하여 작용극에 마이너스의 전압을 인가해도 좋다. 또한, 인가 시간은, 예컨대, 0.001~60초, 바람직하게는 0.01~10초, 보다 바람직하게는 0.01~5초이다.

본 발명의 Hct값의 측정 방법 및 센서에 있어서, 상기 작용극과 대극 사이의 최근접 거리는 0.05㎜ 이상인 것이 바람직하다. 이와 같이 0.05㎜ 이상의 전극 사이 거리가 있으면 측정값의 신뢰성이 향상된다. 보다 바람직한 전극 사이 거리는 O.1㎜ 이상이고, 더욱 바람직하게는 0.5㎜ 이상이다.

본 발명의 Hct값 측정용 센서는 절연 기판을 갖고, 상기 절연 기판에 있어서 상기 전극계 및 여기에 상기 혈액을 도입하기 위한 유로가 형성되고, 상기 유로의 일단은 상기 전극계에 연통하고, 상기 유로의 타단은 센서의 외부를 향하여 개구되며, 이 부분이 혈액 공급구로 되어 있다는 구성인 것이 바람직하다. 이 경우, 또한 스페이서와 커버를 갖고, 상기 절연 기판 상에 상기 스페이서를 통해 상기 커버가 배치되어 있는 구성이라도 좋다.

본 발명의 Hct값 측정 센서에 있어서, 상기 전극계에 다시 결정 균질화제가 배치되어 있어도 좋다.

상기 결정 균질화제는 시약부의 결정 상태를 균질하게 하기 위한 것으로, 예컨대, 아미노산을 들 수 있다. 상기 아미노산으로서는, 예컨대, 글리신, 알라닌, 발린, 류신, 이소류신, 세린, 트레오닌, 메티오닌, 아스파라긴, 글루타민, 아르기닌, 리신, 히스티딘, 페닐알라닌, 트립토판, 프롤린, 살코신, 베타인, 타우린, 이들의 염, 치환체 및 유도체를 들 수 있다. 이들은 단독으로 사용해도 좋고, 2종류 이상으로 병용해도 좋다. 이들 중에서 글리신, 세린, 프롤린, 트레오닌, 리신, 타우린이 바람직하고, 보다 바람직하게는 타우린이다. 상기 결정 균질화제의 배합량은 1회의 측정 당 혹은 1센서 당, 예컨대, O.1~1000mM이고, 바람직하게는 10~500mM이며, 보다 바람직하게는 10~300mM이다.

다음에, 본 발명의 측정 장치에 있어서, 상기 인가 수단에 의해 인가되는 전압이, 물이 전기 분해하는 값 이상의 전압이고, 상기 검출 수단에 의해 검출된 전류값으로부터 Hct값을 산출하는 산출 수단을 갖는 것이 바람직하다. 한편, 전술과 같은 이유에 의해, 상기 인가되는 전압은 바람직하게는 1~10V의 범위이고, 더욱 바람직하게는 1~6.5V의 범위이다.

다음에, 본 발명의 Hct 측정용 센서의 예에 관해서 도면에 의거하여 설명한다.

도 1, 도 2 및 도 3에 본 발명의 Hct값 측정용 센서의 일례를 도시한다. 도 1은 상기 센서의 분해 사시도이고, 도 2는 단면도이며, 도 3은 평면도이고, 상기 3도에 있어서 동일 부분에는 동일 부호를 부여하고 있다.

도시와 같이, 이 센서는 절연 기판(101) 상에 직렬형상으로 작용극(11) 및 대극(12)이 형성되어 있다. 전술과 같이, 작용극(11)의 표면 상은 고분자 재료에 의해 피복되어 있는 것이 바람직하다. 또한, 이 센서의 예에서는, 대극(12) 상에 산화 환원 물질(13)이 배치되어 있다. 상기 절연 기판(101) 상에는, 한 쪽의 단부(도면에 있어서 우측 단부)를 남겨 스페이서(102)를 사이에 두고 커버(103)가 배치되어 있다. 이 센서에는 상기 작용극(11) 및 대극(12)에 혈액을 도입하기 위한 유로(14)가 형성되어 있다. 이 유로의 선단은 센서의 다른 쪽의 단부(도면에 있어서 좌측 단부)까지 연장되어 있고, 외부에 대하여 개구하여 혈액 공급구로 되어 있다. 상기 작용극(11) 및 대극(12)은 각각 리드와 연결하고, 이들 리드는 상기 한 쪽의 단부측(도면에 있어서 우측)에 연장되어 있고, 리드의 선단은 커버로 덮이지 않고 노출되어 있다. 상기 커버(103)의 유로(14)의 끝에 대응하는 부분에는 모세관 현상을 발생시키기 위한 공기 빠짐 구멍(15)이 형성되어 있다.

본 발명에 있어서, 상기 절연 기판의 재질은 특별히 제한되지 않고, 예컨대, 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET), 폴리카보네이트(PC), 폴리이미드(PI), 폴리에틸렌(PE), 폴리프로필렌(PP), 폴리스티렌(PS), 폴리염화비닐(PVC), 폴리옥시메틸렌(POM), 모노머캐스트나일론(MC), 폴리부틸렌테레프탈레이트(PBT), 메타크릴수지(PMMA), ABS 수지(ABS), 글래스 등을 사용할 수 있고, 이 중에서 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET), 폴리카보네이트(PC), 폴리이미드(PI)가 바람직하고, 보다 바람직하게는 폴리에틸렌테레프탈레이트(PET)이다. 절연 기판의 크기는 특별히 제한되지 않고, 예컨대, 도시와 같은 판 형상인 경우, 전장 5~100㎜, 폭 3~50㎜, 두께 0.05~2㎜이고, 바람직하게는 전장 10~50㎜, 폭 3~20㎜, 두께 0.1~1㎜이고, 보다 바람직하게는 전장 10~30㎜, 폭 3~10㎜, 두께 0.1~0.6㎜이다.

절연 기판 상의 전극 및 리드는, 예컨대 금, 백금, 파라듐 등을 재료로 하여 스퍼터링법 혹은 증착법에 의해 도전층을 형성하고, 이것을 레이저에 의해 특정한 전극 패턴으로 가공함으로써 형성할 수 있다. 레이저로서는, 예컨대, YAG 레이저, CO₂ 레이저, 엑시머 레이저 등을 사용할 수 있다.

상기 고분자 재료에 의한 전극 표면의 피복은, 전술과 같이 예컨대, 소정의 고분자 재료를 물 혹은 완충액에 용해하고, 이것을 건조시킴으로써 형성할 수 있다. 예컨대, 0.01~2.0wt% CMC 수용액을 상기 기판 상의 작용극(11) 상에 0.01~100㎎ 적하하여 건조시키면 좋다. 상기 건조 방법은 특별히 제한되지 않고, 자연 건조라도 온풍을 이용한 강제 건조라도 좋다.

상기 대극(12) 상으로의 산화 환원 물질(13)의 배치는, 예컨대, 산화 환원 물질을 물 혹은 완충액에 용해하고, 이것을 대극 표면에 적하 혹은 도포하여 이것을 건조시키면 좋다. 산화 환원 물질에 첨가하여, 다른 시약을 배치하는 경우에는 전술과 같이 시약액을 조제하고, 이것을 대극 표면에 적하 혹은 도포하여 이것을 건조시키면 좋다. 예컨대, 0.01~2.0wt% CMC 수용액에 페리시안화칼륨 10~200mM, 타우린 10~300mM을 용해시켜 시약 용액을 조제하고, 이것을 상기 기판 상의 대극(12) 상에 0.01~100㎎ 적하하여 건조시킨다. 상기 건조 방법은 특별히 제한되지 않고, 자연 건조라도 온풍을 이용한 강제 건조라도 좋다.

다음에, 본 발명에 있어서, 스페이서의 재질은 특별히 제한되지 않고, 예컨대, 절연 기판과 동일한 재료를 사용할 수 있다. 또한, 스페이서의 크기는 특별히 제한되지 않고, 도시와 같은 형상인 경우, 예컨대, 전장 5~100㎜, 폭 3~50㎜, 두께 0.01~1㎜이고, 바람직하게는 전장 10~50㎜, 폭 3~20㎜, 두께 0.05~0.5㎜이며, 보다 바람직하게는 전장 10~30㎜, 폭 3~10㎜, 두께 0.05~0.25㎜이다. 스페이서에는 혈액 도입을 위한 유로가 되는 노치부가 형성되어 있지만, 그 크기는 예컨대, 혈액 공급구로부터 끝까지의 길이 0.5~50㎜, 폭 0.1~10㎜, 바람직하게는 혈액 공급구로부터 끝까지의 길이 1~10㎜, 폭 0.5~5㎜, 보다 바람직하게는 혈액 공급구로부터 끝까지의 길이 1~5㎜, 폭 0.5~2㎜이다. 이 노치부는 예컨대, 레이저나 드릴 등으로 천공하여 형성해도 좋고, 스페이서의 형성 시에 노치부를 형성할 수 있는 금형을 사용하여 형성해도 좋다.

다음에, 본 발명에 있어서 커버의 재질은 특별히 제한되지 않고, 예컨대, 절연 기판과 동일한 재료를 사용할 수 있다. 커버의 시료 공급로의 천장부에 상당하는 부분은 친수성 처리하는 것이 보다 바람직하다. 친수성 처리로서는, 예컨대, 계면활성제를 도포하는 방법, 플라즈마 처리 등에 의해 커버 표면에 수산기, 카르보닐기, 카르복실기 등의 친수성 관능기를 도입하는 방법이 있다. 커버의 크기는 특별히 제한되지 않고, 도시와 같은 형상인 경우, 예컨대 전장 5~100㎜, 폭 3~50㎜, 두께 0.01~0.5㎜이고, 바람직하게는 전장 10~50㎜, 폭 3~20㎜, 두께 0.05~0.25㎜이고, 보다 바람직하게는 전장 15~30㎜, 폭 5~10㎜, 두께 0.05~0.2㎜이다. 커버에는 공기 빠짐 구멍이 형성되어 있는 것이 바람직하고, 형상은 예컨대, 원형, 타원형, 다각형 등이며, 그 크기는 예컨대, 최대 직경 O.01~10㎜, 바람직하게는 최대 직경 0.025~5㎜, 보다 바람직하게는 최대 직경 0.025~2㎜이다. 또한, 공기 빠짐 구멍을 복수개 설치해도 상관없다. 이 공기 빠짐 구멍은, 예컨대, 레이저나 드릴 등으로 천공하여 형성해도 좋고, 커버의 형성 시에 공기 빠짐부를 형성할 수 있는 금형을 사용하여 형성해도 좋다.

다음에, 이 센서는 절연 기판, 스페이서 및 커버를 이 순서로 적층하고 일체화함으로써 제조할 수 있다. 일체화에는 상기 3개의 부재를 접착제로 점착하거나, 혹은 열융착해도 좋다. 상기 접착제로서는, 예컨대 에폭시계 접착제, 아크릴계 접착제, 폴리우레탄계 접착제, 또한 열경화성 접착제(핫 멜트 접착제 등), UV 경화성 접착제 등을 사용할 수 있다.

이 센서를 이용한 Hct값 측정은, 예컨대 다음과 같이 하여 실시된다. 즉, 우선, 전용 란셋으로 손가락 끝 등을 찔러 출혈시킨다. 한편, 상기 센서를 전용의 측정 장치(미터)에 셋트한다. 그리고, 출혈된 혈액에, 측정 장치에 셋트한 센서의 혈액 공급구를 접촉시키고 모세관 현상에 의해 혈액을 센서 내부에 도입시킨다. 그리고, 작용극(11) 및 대극(12) 사이에 일정한 전압을 인가함으로써 작용극(11)에 있어서는 혈액 성분의 산화가 일어나고, 대극(12)에서는 산화 상태인 환원 물질의 환원이 일어난다. 여기서 흐르는 전류는 Hct값에 의존하는 것으로, 이 전류를 검출하여 Hct를 구한다. 검출한 전류로부터 Hct값을 구하기 위해서는, 미리 전류와 Hct값의 검량선 혹은 검량선 테이블을 준비하고, 전류의 검출 때마다 환산하면 좋다. 인가 전압은, 전술과 같이 예컨대, 물이 전기 분해하는 전압 이상이고, 바람직하게는 1~10V, 보다 바람직하게는 1~6.5V이고, 인가 시간은 예컨대, 0.001~60초, 바람직하게는 0.01~10초, 보다 바람직하게는 0.01~5초이다. 이 공정에 있어서, 작용극(11)과 대극(12) 사이는 일정한 간극이 있고, 또한, 상기 작용극(11) 상에는 산화 환원 물질이 존재하고 있지 않기 때문에, 혈액의 Hct값에만 의존하는 전류가 흐르고 또한 상기 대극(12) 상에 존재하는 산화 환원 물질에 의해서, 대극(12)에서의 반응이 율속(律速) 과정이 되는 것을 억제할 수 있다.

다음에, 도 4, 도 5 및 도 6에 본 발명의 Hct값 측정용 센서의 그 밖의 예를 도시한다. 도 4는 상기 센서의 분해 사시도이고, 도 5는 단면도이며, 도 6은 평면도이고, 상기 3도에 있어서 동일 부분에는 동일 부호를 부여하고 있다.

도시와 같이, 이 센서에서는 기판(201) 상에 작용극(21) 및 대극(22)이 병렬로 형성되고, 대극(22) 상에 산화 환원 물질(23)이 배치되어 있다. 이에 수반하여, 혈액을 전극에 도입하기 위한 유로(24)는 센서 선단부의 혈액 도입구로부터 센서 중심을 향하여 연장되어 있지만, 도중에 2개의 유로로 분기하여 전체적으로 T자형상이 되어 있고, 분기한 유로의 각각의 단부에 작용극(21) 혹은 대극(22)이 위치하고 있다. 또한 스페이서(202)의 노치형상도 T자형상이고, 커버(203)의 상기 2개의 분기 유로의 단부에 해당하는 부분에 모세관 현상을 발생시키기 위한 공기 빠짐 구멍(25)이 각각 형성되어 있다. 이 밖의 구성, 형성 재료, 형성 방법, Hct값의 측정 수법 및 측정 조건 등은 전술의 예와 동일하다.

이상, 본 발명의 센서를 2예 들었지만, 본 발명에서의 전극 패턴은 이들에 한정되지 않는다. 또한, 본 발명의 센서는 혈액 성분 측정용 센서에 내장된 상태라도 좋다.

다음에, 본 발명의 측정 장치의 일례에 관해서, 도 33 및 도 34에 의거하여 설명한다. 상기 양 도면에 있어서, 도 1~도 6과 동일 부분에는 동일 부호를 부여 하고 있다.

도 33의 사시도에, 센서를 장착한 상태의 본 발명의 측정 장치의 일례를 도시한다. 도시와 같이, 이 측정 장치(123)는 그 일단에 센서의 장착구(125)를 갖고, 여기에 센서(121)를 장착하여 유지한다. 한편, 122는 센서(121)의 검체 공급구이다. 또한, 이 측정 장치(123)의 대략 중앙에는 표시부(124)를 갖고 여기에 측정 결과를 표시한다.

다음에, 도 34에 본 발명의 측정 장치의 구성의 일례를 도시한다. 도시와 같이, 이 측정 장치(110)는 2개의 커넥터(111a, 111b), 전류/전압 변환 회로(112), A/D 변환 회로(113), CPU(114), 액정 표시 장치(LCD : 115) 및 기준 전압원(116)을 주요 구성 요소로 하고 있다. 한편, 기준 전압원(116)은 그랜드로 할 수도 있다. 센서의 대극(12)은 커넥터(111a)를 통해 기준 전압원(116)에 접속되어 있다. 센서의 작용극(11)은 커넥터(111b), 전류/전압 변환 회로(112) 및 A/D 변환 회로(113)를 사이에 두고 CPU(114)에 접속되어 있다. 또한, 액정 표시 장치(115)는 CPU에 접속되어 있다. 이 측정 장치에 있어서 헤마토크릿의 측정은, 예컨대, 다음과 같이 하여 실시된다. 즉, 우선, 센서의 전극계에 혈액이 도입되면, CPU(114)의 지령에 의해 전류/전압 변환 회로(112) 및 기준 전압원(116)으로부터 작용극(11) 및 대전극(12) 사이에 일정한 전압이 일정 시간 인가된다. 이 인가 전압의 바람직한 범위는 전술과 같다. 이 전압 인가에 의해, 상기 양 전극 사이에 산화 전류 혹은 환원 전류가 흐른다. 이 전류는 혈액의 헤마토크릿값에 의거하는 것이다. 그리고, 이 전류는 전류/전압 변환 회로(112)에 의해서 전압으로 변환되고, 그 전압값은 A/D 변환 회로(113)에 의해서 디지털값으로 변환되어 CPU(114)에 출력된다. CPU(114)는 그 디지털값을 바탕으로 하여 응답값을 산출하고, 이것을 헤마토크릿값으로 환산하며, 그 결과를 액정 표시부(115)에 표시한다.

다음에, 본 발명의 실시예에 관해서, 비교예와 더불어 설명한다.

실시예 1

도 1, 2 및 3에 도시하는 구성의 센서를 제작하였다. 한편, 상기 센서에 있어서, 상기 작용극(11)은 CMC에 의해 피복하였다. 한편, 페리시안화칼륨(양 : 60mM), 타우린(80mM)을 CMC 수용액(0.1wL%)에 용해하고 조제한 시약액을 상기 대극(12) 상에 적하한 후 건조시켰다. 상기 양 전극 사이의 최근접 거리는 1.0㎜ 이상으로 하였다. 한편, Hct값을 25, 45 및 65로 조정한, 3종류의 혈액 시료를 준비하였다. 이들 3가지의 혈액 시료에 관해서, 상기 센서에 의해 인가 전압 2.5V, 인가 시간 3초의 조건으로, 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정하였다. 그 결과를 도 7A 및 도 7B의 그래프에 도시한다. 도 7A는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 7B는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다. 감도차의 그래프는 Hct값이 25% 또는 65%인 혈액 응답값의 시간 경과 변화를, Hct값 45%인 혈액 응답값을 기준으로 하여 나타낸 것이다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확하게 검출할 수 있었다. 한편, 양 전극 상에 CMC와 같은 고분자 재료가 없는 경우에 있어서도 검출은 가능하였다.

(비교예 1)

도 8A에 도시하는 구성의 센서를 제작하였다. 도시와 같이, 이 센서에서는 작용극(31)과 대극(32)이 유로(34) 상에서 접하도록 형성되고, 커버(도시하지 않음)의 유로(34)의 끝에 해당하는 부분에는, 모세관 현상을 발생시키기 위한 공기 빠짐 구멍(35)이 형성되어 있다. 이 센서에 있어서, 0.01~2.0wt% CMC 수용액에 페리시안화칼륨 10~200mM, 페리시안화칼륨의 약 7분의 1의 농도인 페로시안화칼륨, 타우린 10~300mM을 용해시켜 시약 용액을 조제하고, 이것을 기판의 작용극(31) 및 대극(32)의 양 전극으로부터 빠져나오도록 적하하여 건조시켰다. 또한, 상기 인가 전압을 0.2V로 하였다. 이들 이외에는 실시예 1과 동일한 조건으로, 3가지의 Hct값의 상기 시료에 관해서 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정하였다. 그 결과를 도 8B 및 도 8C의 그래프에 나타낸다. 도 8B는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 8C는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다. 도시와 같이, 이 비교예에서는 그 감도차가 전압 인가 시간의 영향을 크게 받고 있고, Hct의 정량에 적합한 응답 전류를 얻기에 이르지 않았다.

(비교예 2)

상기 비교예 1의 센서에 있어서 0.01~2.0wt% CMC 수용액에 페리시안화칼륨 10~200mM, 타우린 10~300mM을 용해시켜 시약 용액을 조제하고, 이것을 기판의 작용극(31) 및 대극(32)의 양 전극으로부터 빠져나오도록 적하하여 건조시켰다. 이 외에는, 실시예 1과 동일한 조건으로(인가 전압 2.5V 등) 3가지의 Hct값의 상기 시료 에 관해서 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정하였다. 그 결과를, 도 9B 및 도 9C의 그래프에 나타낸다. 도 9B는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(μA)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 9C는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다. 도시와 같이, 이 비교예에 있어서도 그 감도차가 전압 인가 시간의 영향을 크게 받고 있고, Hct의 정량에 적합한 응답 전류를 얻기에 이르지 않았다.

실시예 2

본 실시예에서는 6종류의 센서(2-1~2-6)를 제작하고, 각각의 센서에 있어서 작용극 또는 대극에 대한 산화 환원 물질(페리시안화칼륨)의 배치를 바꾸어 응답 전류 및 감도차를 측정하였다. 또한, 아울러 비교예 3으로서 3종류의 센서(2-7~2-9)를 제작하고, 각각의 센서에 있어서 작용극 혹은 대극에 대한 산화 환원 물질(페리시안화칼륨)의 배치를 바꾸어 응답 전류 및 감도차를 측정하였다. 상기 각 센서는 산화 환원 물질의 배치 및 전극 사이 거리(1.15mm) 이외에는, 실시예 1과 동일하게 하여 제작하였다. 또한, 응답 전류값 및 감도차의 측정도, 실시예 1과 동일하게 하여 행하였다. 이하, 각 센서의 산화 환원 물질의 배치 패턴과 상기 측정 결과를 나타낸다. 한편, 도 10~도 18에 있어서, 도 A는 산화 환원 물질의 배치 패턴을 도시하는 도면이고, 도 B는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이며, 도 C는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

(2-1)

도 10A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 대극(12)으로부터 빠져나오도록 배치하고 있고, 대극(12) 표면 상과, 상기 양 전극 사이의 대극측의 일부에 산화 환원 물질(13)이 존재하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를 도 10B 및 도 10C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면, 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확하고 또한 양호하게 검출할 수 있었다.

(2-2)

도 11A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 대극(12)의 표면 상에만 배치하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 11B 및 도 11C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확하고 또한 양호하게 검출할 수 있었다.

(2-3)

도 12A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 대극(12)으로부터 빠져나오도록 배치하고 있고, 대극(12) 표면 상과, 상기 양 전극 사이에 산화 환원 물질이 존재하고 있다. 한편, 작용극(11) 상에는 산화 환원 물질은 존재하지 않는다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 12B 및 도 12C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있었다.

(2-4)

도 13A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 작용극(11)과 대극(12)의 배치를 교체하고, 도입되는 혈액의 흐름의 상류측에 산화 환원 물질(13)이 배치된 대극(12)을 형성하며, 하류측에 산화 환원 물질(13)이 배치되어 있지 않은 작용극(11)을 형성하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 13B 및 도 13C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면, 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있었지만, 상기 (2-1), (2-2) 및 (2-3)의 예에 비교하면 감도차가 약간 작았다.

(2-5)

도 14A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을, 대극(12)으로부터 빠져나오도록 배치하고 있고, 대극(12) 표면의 일부 상과, 상기 양 전극 사이의 일부에 산화 환원 물질이 존재하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를 도 14B 및 도 14C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면 전압을 인가한 직후의 1초간(도면 중 3~4초 사이)에 있어서는, 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고 Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있었다.

(2-6)

도 15A에 도시하는 바와 같이, 이 예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 대 극(12)으로부터 빠져나오도록 배치하고 있고, 대극(12) 표면의 일부에 산화 환원 물질이 존재하고 있다. 한편, 상기 양 전극 사이에는 산화 환원 물질은 존재하지 않는다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 15B 및 도 15C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면, 전압을 인가한 직후의 1초간(도면 중 3~4초의 사이)에 있어서는, 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있었다.

(2-7)

도 16A에 도시하는 바와 같이, 이 비교예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 작용극(11), 대극(12) 및 상기 양 전극의 모두에 배치하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 16B 및 도 16C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에서는 Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 없었다.

(2-8)

도 17A에 도시하는 바와 같이, 이 비교예의 센서에서는 산화 환원 물질(13)을 작용극(11), 대극(12) 및 상기 양 전극의 일부에 배치하고 있다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 17B 및 도 17C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에서는 Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 없었다.

(2-9)

도 18A에 도시하는 바와 같이, 이 비교예의 센서에서는 산화 환원 물질을 배치하고 있지 않다. 이 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정한 결과를, 도 18B 및 도 18C의 그래프에 나타낸다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에서는 Hct값을 반영한 응답 전류를 검출할 수 없었다.

실시예 3

본 실시예에서는 인가 전압을 0.5~6.5V의 범위에서 변화시켜 센서에서의 응답 전류 및 감도차를 측정하였다. 상기 센서는 실시예 1과 동일하게 하여 제작하였다. 또한, 응답 전류값 및 감도차의 측정도, 실시예 1과 동일하게 하여 행하였다. 이 측정 결과를, 도 19~도 31의 각 그래프에 나타낸다. 한편, 도 19~도 31에 있어서, 도 A는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 B는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다.

도 19에 도시하는 바와 같이, 0.5V의 인가 전압이라도 Hct값을 반영한 응답 전류를 검출할 수 있지만, 1~6.5V로 인가하면, 도 20~도 31에 도시하는 바와 같이 더욱 명확히 응답 전류를 검출 가능하고, 가장 바람직한 것은 도 20~도 24에 도시하는 바와 같이 1~3V로 인가한 경우였다. 한편, 5V 이상으로 인가하면, 시간의 경과에 의해 파형이 흐트러지지만, 인가 직후부터 짧은 시간 내라면 Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있다. 한편, 본 실시예에서는 일정한 조건 하에서 인가 전압을 변화시켜 Hct값에 의거하는 전류를 검출하였지만, 본 발명은 이것에 한정되지 않고, 인가 전압이 본 실시예에서 나타낸 범위에 없더라도 전극 사이 거 리, 산화 환원 물질의 종류나 양 등의 그 밖의 조건을 적절하게 설정함으로써 Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출하는 것이 가능하다.

실시예 4

도 1, 2 및 3에 도시하는 구성의 센서를 제작하였다. 한편, 상기 센서에 있어서, 상기 작용극(11)은 CMC에 의해 피복하였다. 한편, 페로시안화칼륨(양 : 60mM), 타우린(80mM)을 CMC 수용액(0.1wt%)에 용해하여 조제한 시약액을 상기 대극(12) 상에 적하한 후 건조시켰다. 상기 양 전극 사이의 최근접 거리는 1.0㎜ 이상으로 하였다. 한편, Hct값을 25, 45 및 65로 조정한, 3종류의 혈액 시료를 준비하였다. 이들 3가지의 혈액 시료에 관해서, 상기 센서에 의해 인가 전압으로서 작용극에 -2.5V를 인가하고, 인가 시간 3초의 조건으로 센서의 상기 양 전극에 흐르는 전류를 측정하였다. 그 결과를, 도 32A 및 도 32B의 그래프에 나타낸다. 도 32A는 인가 전압(V)에 대한 응답 전류값(A)의 시간 경과적 변화를 나타내는 그래프이고, 도 32B는 인가 전압(V)에 대한 감도차(%)의 시간 경과 변화의 그래프이다. 상기 양 도면에 도시하는 바와 같이, 이 센서에 의하면 그 감도차가 전압 인가 시간에 의존하지 않고, Hct값을 반영한 응답 전류를 명확히 검출할 수 있었다. 한편, 양 전극 상에 CMC와 같은 고분자 재료가 없는 경우에 있어서도 검출은 가능하였다.

이상과 같이, 본 발명의 Hct값의 측정 방법 및 이것에 이용하는 센서 및 측정 장치는 Hct값을 전기 화학적으로 고정밀도 및 고신뢰도로, 더구나 간단하게 측정할 수 있다. 따라서, 본 발명의 측정 방법 및 센서 및 측정 장치는 혈액의 Hct 값의 측정에 유용하고, 글루코오스 등의 혈액 성분의 센서를 이용한 전기 화학적 측정에서의 Hct값에 의한 보정에 적합하다.

Claims

혈액의 헤마토크릿(Hct)값의 전기 화학적 측정 방법으로서, 작용극 및 대극을 갖는 전극계를 준비하고, 상기 두 개의 전극 중 작용극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있지 않고, 대극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있으며, 상기 전극계에 혈액을 도입하고, 이 상태로 상기 전극계에 전압을 인가하며, 이에 따라 상기 전극 사이에 흐르는 산화 전류 또는 환원 전류를 검출하고 이 전류값으로부터 Hct값을 측정하는 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 산화 상태 및 환원 상태의 적어도 한 쪽의 산화 환원 물질을 포함하는 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 페리시안화물인 방법.
청구항 3에 있어서, 상기 페리시안화물이 페리시안화칼륨인 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 페로시안화물인 방법.
청구항 5에 있어서, 상기 페로시안화물이 페로시안화칼륨인 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 배치되어 있지 않은 상기 작용극이 고분자 재료로 피복되어 있는 방법.
청구항 7에 있어서, 상기 고분자 재료가 카르복시메틸셀룰로오스인 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 인가 전압이 물을 전기 분해하는 전압 이상인 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 인가 전압이 1~10V인 방법.
청구항 1에 있어서, 상기 인가 전압이 1~6.5V인 방법.
청구항 5에 있어서, 상기 인가 전압이 상기 대극을 기준으로 하여 작용극에 대한 마이너스의 인가 전압인 방법.
혈액의 헤마토크릿(Hct)값을 전기 화학적으로 측정하기 위한 센서로서, 작용극 및 대극을 포함하는 전극계를 갖고, 상기 두 개의 전극 중 작용극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있지 않고, 대극 상에는 산화 환원 물질이 배치되어 있고, 상기 전극계에 상기 혈액을 도입하고, 이 상태로 상기 전극계에 전압을 인가하며, 이에 따라 전극 사이에 흐르는 산화 전류 또는 환원 전류의 전류값을 검출하는 센 서.
청구항 13에 있어서, 상기 작용극과 상기 대극이 동일한 절연 기재 상에 서로 간격을 두고 평면적으로 배치되어 있는 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 센서는 혈액을 도입하기 위한 유로를 갖고 있고, 상기 유로의 일단으로부터 공급된 혈액의 흐름의 상류측에 상기 작용극이 배치되고, 하류측에 상기 대극이 배치되어 있는 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 산화 상태 및 환원 상태의 적어도 한 쪽의 산화 환원 물질을 포함하는 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 페리시안화물인 센서.
청구항 17에 있어서, 상기 페리시안화물이 페리시안화칼륨인 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 페로시안화물인 센서.
청구항 19에 있어서, 상기 페로시안화물이 페로시안화칼륨인 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 산화 환원 물질이 배치되어 있지 않은 상기 작용극이 고분자 재료로 피복되어 있는 센서.
청구항 21에 있어서, 상기 고분자 재료가 카르복시메틸셀룰로오스인 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 인가 전압이 물을 전기 분해하는 전압 이상인 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 인가 전압이 1~10V인 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 인가 전압이 1~6.5V인 센서.
청구항 19에 있어서, 상기 인가 전압이 상기 대극을 기준으로 하여 작용극에 대한 마이너스의 인가 전압인 센서.
청구항 13에 있어서, 절연 기판을 갖고, 상기 절연 기판에 있어서 상기 전극계 및 여기에 상기 혈액을 도입하기 위한 유로가 형성되고, 상기 유로의 일단은 상기 전극계에 연통하며, 상기 유로의 타단은 센서의 외부를 향하여 개구되고, 이 부분이 혈액 공급구로 되어 있는 센서.
청구항 27에 있어서, 스페이서와 커버를 더 갖고, 상기 절연 기판 상에 상기 스페이서를 통해 상기 커버가 배치되어 있는 센서.
청구항 13에 있어서, 상기 전극계에 결정 균질화제가 더 배치되어 있는 센서.
Hct값의 측정 장치로서, 청구항 13에 기재된 센서를 유지하는 유지 수단, 상기 센서의 전극계에 일정 전압을 인가하는 인가 수단 및 상기 센서의 전극계의 산화 전류 또는 환원 전류를 검출하는 검출 수단을 갖는 측정 장치.
청구항 30에 있어서, 상기 인가 수단에 의해 인가되는 전압이 물이 전기 분해하는 값 이상의 전압이고, 상기 검출 수단에 의해 검출된 전류값으로부터 Hct값을 산출하는 산출 수단을 갖는 장치.