WO2001069242A1 - Procede et appareil d'analyse de sang - Google Patents

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WO2001069242A1
WO2001069242A1 PCT/JP2001/001896 JP0101896W WO0169242A1 WO 2001069242 A1 WO2001069242 A1 WO 2001069242A1 JP 0101896 W JP0101896 W JP 0101896W WO 0169242 A1 WO0169242 A1 WO 0169242A1
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PCT/JP2001/001896
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Inventor
Jun Kikuchi
Yasuhiro Horiike
Hiroki Ogawa
Yuzuru Takamura
Akio Oki
Sakuichiro Adachi
Takanori Ichiki
Kazuhiko Ishihara
Original Assignee
Jun Kikuchi
Yasuhiro Horiike
Hiroki Ogawa
Yuzuru Takamura
Akio Oki
Sakuichiro Adachi
Takanori Ichiki
Kazuhiko Ishihara
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Filing date
Publication date
Application filed by Jun Kikuchi, Yasuhiro Horiike, Hiroki Ogawa, Yuzuru Takamura, Akio Oki, Sakuichiro Adachi, Takanori Ichiki, Kazuhiko Ishihara filed Critical Jun Kikuchi
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Classifications

    • A—HUMAN NECESSITIES
    • A61—MEDICAL OR VETERINARY SCIENCE; HYGIENE
    • A61B—DIAGNOSIS; SURGERY; IDENTIFICATION
    • A61B5/00—Measuring for diagnostic purposes; Identification of persons
    • A61B5/14—Devices for taking samples of blood ; Measuring characteristics of blood in vivo, e.g. gas concentration within the blood, pH-value of blood
    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood
    • G01N33/491—Blood by separating the blood components

Definitions

  • the present invention relates to a blood analysis method and device for measuring a concentration.
  • the feature is that all the functions and structures required for the above-mentioned operations are integrated in one device.
  • thermometers As electronic devices for diagnosing human health conditions and diseases, there are automatic blood analyzers in addition to thermometers, sphygmomanometers, ultrasonic diagnostics, X-ray CT, and MRI.
  • a capillary electrophoresis method is generally used as a method for measuring contaminants in a solution such as serum. This method will be described with reference to FIG. 101 is a quartz tube, 102 is a positive electrode, and 103 is a negative electrode. For example, about 0.1 mm in diameter
  • the electrolytic solution is put into a long and thin quartz tube 101 called a "capillary".
  • a quartz tube a negative charge is generated on the inner wall surface, and cations (positive ions) in the electrolyte collect on the inner wall of the quartz due to the Coulomb force with the negative charge. It forms a so-called Helmholtz double barrier 104.
  • electrophoretic flow 109 when a high voltage is applied to the electrodes 102 and 103 provided at both ends of the cavity, first, the cation 105 on the inner wall is pulled toward the negative voltage 103 and moves. The entire electrolyte moves to the negative voltage 103 side due to the viscosity. This flow is called electroosmotic flow 106. On the other hand, the cations in the electrolyte reach the negative electrode 103 side first, the neutral species 107 arrives next by the electroosmotic flow 106, and the anion 108 (negative ion). ) Is originally pulled to the positive voltage side 102, but moves to the negative voltage side 103 by the electroosmotic flow 106, and thus arrives at the latest. The flow in which the anion or the cation is moved by the electric field is called an electrophoretic flow 109.
  • micro-capillary manufactured by forming the above-mentioned cavities on a quartz plate or a polymer plate, covering the lid, and manufacturing the cavities on a chip of several cm square.
  • DNA or the like is placed in a neutral gel. Since DNA has a charge, it is moved by electrophoresis, and separated by a total charge difference due to a difference in molecular weight.
  • a reaction detection method different from the conventional test tube method in which another reagent is added to a substance moving in a microcapillary in the middle and the reaction is detected, is being actively studied [for example, Baba Yoshinobu; Protein Nucleic Acid Enzyme, Vol. 45, No. 1 (2000), pp. 76-85].
  • This is called a total analysis system (—TAS) divided by a lab-on-chip.
  • the above-mentioned automatic blood analyzer is generally used in blood centers and hospitals, is expensive and large-scale, and requires several hours for a full diagnosis.
  • Blood analysis is performed during the annual health checkup, which is conducted about once a year for the cause of a disease or for a healthy body, so that a single analysis can provide various types of information in detail. It is an object.
  • human health is being eroded every day due to the deterioration of the environment such as atmospheric warming and endocrine disrupters, and more frequent blood tests to manage health conditions are serious diseases. Needed to prevent progress to Such blood tests for the purpose of daily health management include at most the so-called health markers such as pH, oxygen, carbon dioxide, sodium, calcium, calcium, glucose, and lactic acid in the blood. It is enough to measure only the concentration of what is called. It was not necessary to carry out a detailed test using an expensive, large-scale blood analyzer as described above, and a simple device with narrowed analysis items was required.
  • an object of the present invention is to provide a blood analysis method that can be easily handled at home without the drawbacks of the conventional blood analysis method using a conventional blood analyzer as described above.
  • the present invention functions such as blood collection, filtration, separation, and analysis necessary for blood analysis are integrated into a compact in order to realize the above-mentioned object, and knowledge of medical treatment specialized in handling, No need for qualification, can be handled by ordinary people
  • the purpose of the present invention is to provide a blood analyzer. Disclosure of the invention
  • the present invention provides, as a blood analyzer, a collecting means for collecting blood from a living body on one or a plurality of substrates, a filtering means for filtering at least the collected blood to obtain plasma, or a blood collecting apparatus. Any of the separation means for separating serum from the blood, the analysis means for analyzing the substance in the blood, the collection means, the filtration means, the separation means, and the channel means for connecting the analysis means.
  • the blood analysis method according to the present invention is performed by a blood analyzer integrated from blood collection to analysis. This makes it suitable for the general public who does not have specialized medical knowledge and qualifications.
  • FIG. 1 is a diagram for explaining the capillary electrophoresis method
  • FIG. 2 is a diagram schematically showing a preferred apparatus according to the present invention
  • FIG. 3 is a diagram for explaining a method for producing micro-capillaries.
  • FIG. 4 is a diagram showing the movement of ions in a microcapillary by electroosmotic flow
  • FIG. FIG. 6 is a diagram showing a method of measuring the suction force of the pumping action
  • FIG. 6 is a diagram showing the configuration of the separation means
  • FIG. 7 is a diagram showing a centrifuge
  • FIG. Fig. 9 shows the effect of the MPC polymer coat on the inner wall of the microphone capillaries.
  • Fig. 9 shows the effect of the microcapillary length on the pump action.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a configuration of a chemical sensor.
  • FIG. 11 is a diagram illustrating a measurement result of glucose density
  • FIG. 12 is a diagram illustrating a measurement result of each of pH, Na +, and K +.
  • FIG. 13 is a diagram showing a configuration of a blood analyzer having an anticoagulant supply device.
  • FIG. 14 is a diagram showing a blood analyzer having an anticoagulant supply device.
  • FIG. 2 is a diagram illustrating a configuration of an apparatus. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • FIG. 2 shows a schematic diagram of the device based on the present invention.
  • Reference numeral 201 denotes a substrate, and each means of the apparatus is arranged along a micro-pillar manufactured by etching the substrate.
  • the surface of the microcapillaries is provided with a coating of MPC polymer (2-methacryloyloxyethylphosphorylcholine) to prevent solidification and adhesion of proteins in plasma and serum on the microcapillary surfaces.
  • Reference numeral 202 denotes a blood sampling means.
  • 203 is a hollow needle attached to the sampling means. This needle is inserted into the body to serve as an inlet for blood into the substrate.
  • Reference numerals 204 and 205 denote electrodes, and blood is taken into the substrate from the body by the suction force of the electroosmotic flow generated by the voltage applied between the electrodes.
  • Reference numeral 206 denotes blood filtering means, which has a plurality of slits whose intervals gradually become narrower from the upstream to the downstream of the blood flow. With this slit, red blood cells, white blood cells, lymphocytes, and platelets in the blood are removed by filtration, and plasma is obtained downstream of the filtration means.
  • 2 0 7 is a separated hand It is a step, for example, composed of a U-shaped micro gallery. After the plasma obtained by filtering the collected blood is guided to this U-shaped micro-cabinet.
  • Reference numeral 208 denotes an analysis means, which has sensors for measuring blood pH, oxygen, carbon dioxide, sodium, potassium, calcium, glucose, lactate, etc. .
  • Reference numeral 209 denotes a channel means for connecting each of the sampling means, the filtration means, the separation means, and the analysis means, and is composed of a micro-cavity made by etching a substrate.
  • Reference numeral 210 denotes a moving means for moving blood by electroosmotic flow in a micro gallery.
  • Reference numeral 211 denotes output means for extracting information from the analysis means, and is constituted by electrodes and the like.
  • Reference numeral 212 denotes control means for controlling the above-mentioned collection means, filtration means, separation means, analysis means, moving means, and output means as necessary.
  • a plate for holding blood is provided in a microcapillary on the substrate, and this plate is bonded or pressed to the substrate 201.
  • the blood collected by the collection means 202 is filtered by the filtration means 204 to become plasma, and the coagulation factor is separated and removed by the separation means 205 to obtain serum.
  • the pH value, oxygen, carbon dioxide, sodium, calcium, calcium, glucose, lactic acid, and other concentrations are measured.
  • the movement of blood between each means is performed by a moving means 210 using electrophoresis.
  • a method for manufacturing a micro-billary for forming each means in the substrate will be described with reference to FIG.
  • a 2 mm square quartz plate 301 having a thickness of 0.5 mm is prepared.
  • a chromium (Cr) film 302 is deposited on the quartz plate 301 by about 1 / m2. Deposit by sputtering method with thickness.
  • a photo resist 303 is applied on the Cr film 302, and a light-exposed pattern having a width of about 30 ⁇ m is exposed by light exposure.
  • the Cr film 302 is etched by a wet or dry method.
  • the condition at that time is that the power of 13.56 MHz introduced into the antenna is 500 W, the power of 13.56 MHz for high-frequency noise is 5 W, and the pressure is 1 W 0 mT orr.
  • the Cr film 302 was removed by a wet method, and (6) another quartz plate 3 having holes for blood and buffer solution inlets and outlets opened by ultrasonic processing. Prepare 4 and, together with the quartz plate 301 with the cavities, immerse it in 1% HF (hydrofluoric acid), then put both plates together and apply them at a pressure of 1.3 MPa for 24 hours. Pressed.
  • an electrode 300 of platinum or the like is formed at the above-mentioned injection port or outlet by a method such as vapor deposition, and a micro-cavity chip comes up.
  • a quartz plate with micro-cavity grooves formed in step (4) as a mold, molding was performed at an appropriate temperature on a polymer film such as polyethylene to produce micro-cavity grooves. You may. Further, instead of using a quartz plate, a micro-groovy groove may be formed directly on the polymer plate, and the lid may be formed of a polymer.
  • FIG. 1 The microvilillaries used are shown in the graph shown in FIG. This was manufactured by the aforementioned manufacturing method. This figure shows a part of a micro gallery in a quartz plate. The mouth opening is about 30 m wide and 30 m deep. After filling the entire area of the microphone mouth cavity with a phosphate buffer (PBS) having a pH of 7.4, a high voltage is applied between A and C, and the voltage-current characteristics at that time are changed by ion intensity. The measurement results are shown in the graph of FIG.
  • PBS phosphate buffer
  • FIG. 5 shows a microcavity for which the suction force of the pump action was measured.
  • This is an illustration of a part of a quartz plate manufactured by the method described above.
  • This micro villa is about 30 m wide and 30 m deep.
  • the entire 501 was filled with a phosphate buffer (PBS) having a pH of 7.4.
  • PBS phosphate buffer
  • the PBS moves toward the electrode A by electroosmotic flow, and air 505 is injected from the entrance C504.
  • One side of the U-shaped microcapillaries 601 is connected to the inlet 602 attached with a needle. It also has an electroosmotic pump 603, and is provided with an electrode A604 and an electrode B605 for applying a high voltage. An electric field of about 1 kVcm was applied between the electrode A604 and the electrode B605, and blood was introduced into the U-shaped micro-billary 6001 through the needle 602. At this time, the electrode A604 was grounded to avoid electric shock. Then, a quartz plate 702 including the microphone opening cavities shown in FIG.
  • the micro-cabillary which is a component of the structure of the above-mentioned collection means, filtration means, separation means, flow path means, and analysis means, is made of quartz. Therefore, when biological substances such as blood, plasma, and serum are introduced into the microcapillary, the protein coagulates or adheres to the inner wall, and the capillaries flow path becomes narrower, or in extreme cases. The phenomenon of clogging is seen. To prevent this solidification and adhesion, My Kurokiya the inner wall of Vila Li, MPC Horima one (2-methacry 1 oy 1 oxyethy lphosphory 1 chol ine) were co one DOO 0 MPC polymer scratch, Ri by the Ishihara et al.
  • Patent No. 2,947,298 this is a polymer artificially synthesized from materials similar to the materials that make up our biological membrane. Therefore, it has an extremely excellent effect of suppressing protein adsorption and preventing undesired reactions with living organisms.
  • My Kuroki The width of the villa is about 30 m and the depth is about 30 m.
  • the inside of the microcapillaries was filled with a phosphate buffer having a pH of 7.4 and an ionic strength of 0.16.
  • a phosphate buffer having a pH of 7.4 and an ionic strength of 0.16.
  • Various high electric fields were applied between C and serum was introduced into the cavities.
  • the effect of coagulation and adhesion on the flow of serum in the micropillar was due to the strong absorption of the serum at the point E, 4 mm away from the end A of the capillary, at the introduced serum concentration.
  • Ultraviolet light of 0 nm was focused and irradiated, and it was determined whether the serum reached point E by its absorption. The measurement was performed for each of the 0.05 wt% concentration coat and the 0.3 wt% concentration coat without the MPC polymer coating.
  • the MPC polymer coat compared with the quartz surface, the MPC polymer surface does not generate much negative charge, so the electroosmotic flow is suppressed, and it is expected that the uncoated state will reach the measurement point fastest.
  • no coat was the slowest.
  • the arrival times of 0.0 5 wt% and 0.3 wt% are not much different.
  • the concentration saturates after reaching, whereas it decreases to 0.05 wt% without coating. From these results, it is considered that MPC coating was inadequate when uncoated and at 0.05 wt%, and the protein in serum adhered to the inner wall before reaching the measurement point and was lost.
  • ISFET ion sensitive field effect trans.istor
  • MOS metal-oxide-semiconductor
  • the insulation film of the ISFET which consists of a stack of films, breaks down.
  • an electroosmotic pump that applies a high voltage is provided downstream of the micro-cabinet, and the suction action of this pump causes serum and other substances to be supplied to the micro-cabinet located upstream of the pump. He led them and installed a chemical sensor such as ISFET at the location of this micro-cabinet.
  • Fig. 9 shows the case where a microcapillary pump area with a length of 11 cm is provided downstream as in (a), and the very short 0.8 cm pump area as in (b). In the case where a region was provided, the movement of serum by the action of electroosmotic flow was compared.
  • the width of the microvillage is about 30 m and the depth is about 30 / m.
  • FIG. 10 shows the configuration near the analyzing means of the present apparatus.
  • 1001, 1002 is an ISFET sensor
  • 1003 and 1004 are a glucose sensor and an AgZAgC1 electrode
  • 1005 is an electroosmotic pump which is a moving means. Is shown.
  • the measurement area of the ISFET sensor is 15 ⁇ m X l 50 m, 30; m width
  • a platinum wire glucose sensor with a platinum diameter of 20 ⁇ m was placed along and beneath the microcavity channel, and inserted vertically into the side wall of the microcavity channel.
  • Fig. 11 shows the sensor current with respect to changes in the concentration of glucose at different concentrations mixed in bovine serum.
  • a glucose sensor was used in which cellulose acetate, glucose oxidase, and ferrocene carboxyaldehyde were sequentially coated on a Pt line with a diameter of 20 m, and the surface of the sensor was MPC poly. Coated with a mar.
  • FIG. 11 shows that the current flowing when the glucose concentration is 0 is a dark current, but responds almost linearly to changes in glucose concentration.
  • FIG. 12 shows the results of measuring the concentrations of pH, Na +, and K + in bovine serum using an ISFET sensor.
  • PH S i 3 4 for the measurement of, N a +
  • FIG. 13 shows a configuration of a blood analyzer in which a blood anticoagulant supply device is attached to the blood analyzer of the present invention described in FIG.
  • This device as in the example in Fig. 2, first introduces blood into the 1303 micro gallery via the 1302 blood sampling needle on the 1301 quartz substrate. .
  • press the anticoagulant sodium citrate, EDTA, heparin
  • the anticoagulant sodium citrate, EDTA, heparin
  • This serum was then led to the 1307 analytical means by the electroosmotic flow generated by applying an electric field between the 1308 and 1309 electrodes. Detect serum pH, sodium ion concentration, calcium ion concentration, glucose concentration, etc. In the present embodiment, a plurality of these analysis means are provided, and these concentrations can be analyzed at once. When these concentrations in serum were actually examined, the concentrations could be measured with the same accuracy as the measurement results described above.
  • FIG. 14 shows a configuration of a blood analyzer in which a blood anticoagulant supply device is attached to the blood analyzer of the present invention described in FIG.
  • blood is first introduced into the microbial gallery at 1403 on the quartz substrate at 1401 via the needle for blood collection at 1402, as in the example in Fig. 2. I do.
  • press the anticoagulant sodium citrate, EDTA, heparin
  • press the rubber stopper of 1405 to prevent blood from coagulating in the cavities. In this case, it may be appropriately supplied to the cavities.
  • plasma and blood cells are separated by the filtration means of 1406.
  • This plasma was guided to the analysis means of 1407 by the electroosmotic flow generated by applying an electric field between the electrodes of 1408 and 1409, and the pH, Detects the concentration of triion, the concentration of lithium ion, and the concentration of glucose.
  • a plurality of such analysis means are provided, and it is possible to analyze these concentrations at once. When these concentrations in blood actually filtered through 1406 were examined, the concentrations could be measured with the same precision as the measurement results described above.
  • the blood analyzer according to the present invention is small and is suitable for installation in a general household. Furthermore, the blood analysis method according to the present invention is integrated from blood collection to analysis, and is suitable for use by ordinary people who do not have specialized medical knowledge and qualifications.

Description

明 細 害 血液分析方法ならびに装置 技術分野
本発明は、 血液を採取し、 血液中の赤血球、 白血球、 リ ンパ球、 血小 板、 血液凝固因子などを分離し、 その結果得られた血清などの p H値、 酸素あるいは二酸化炭素などの濃度を測定する血液分析方法ならびに装 置に関する。 特に前述の操作に必要な機能、 構造のすべてが一つのデバ イス内に集積されている こ と を特徴とする。 背景技術
人の健康状態や疾病を診断する電子的な装置と して、 体温計、 血圧計、 超音波診断、 X 線 C T、 M R I などの他に、 血液自動分析装置がある。 これは、 数ミ リ リ ッ トルの血液を採取し、 遠心分離器を用いて、 赤血球、 白血球、 リ ンパ球、 血小板、 血液凝固因子を分離して得られた血清を、 多数の試験管に分け、 各試験管を一列に並べて動かし、 ケミ カルセンサ によ り、 p H、 酸素、 二酸化炭素などの各濃度を測定する他、 各試験管 の血清に酵素などの試薬を入れ、 血清中の基質との発光反応の分光や吸 収分光を行い、 データをコ ンピュータで処理して人体を診断すること に 用いられている。
また、 血液あるいは人体組織の分析、 測定方法に関する技術と して、 以下に述べる開発がそれぞれ行われている。 まず、 血清のよ う な溶液中 の混入物質の測定法と しては、 キヤビラ リ電気泳動法が一般に用いられ ている。 本方法を第 1 図によ り説明する。 1 0 1 は石英管であ り 、 1 0 2 は正電極であ り 、 1 0 3 は負電極である。 例えば、 直径 0 . 1 m m程 度のキヤビラ リ と呼ばれる細長い石英管 1 0 1 の中に電解液を入れる。 一般に、 石英管の場合、 その内壁表面には負の電荷を生じるため、 電解 液中のカチオン（正電荷のィォン）は負電荷とのク ーロン力によ り、 石英 の内壁に集ま り、 いわゆるヘルムホルツの二重障壁 1 0 4 を形成する。 そこで、 このキヤビラ リ の両端に設けた電極 1 0 2 , 1 0 3に高電圧を 印加する と、 まず、 負電圧 1 0 3側に、 内壁のカチオン 1 0 5が引っ張 られ、 移動する と、 粘性によ り電解液全体も負電圧 1 0 3側に移動する。 この流れを電気浸透流 1 0 6 と呼ぶ。 一方、 電解液中のカチオンは最も 早く負電極 1 0 3側に到達し、 中性種 1 0 7は電気浸透流 1 0 6によ り 次に到達し、 そしてァニオン 1 0 8 (負イ オン）は、 本来正の電圧側 1 0 2 に引っ張られるが、電気浸透流 1 0 6によ り負電圧 1 0 3側に移動し、 従って最も遅れて到達する。 このァニオンやカチォンが電界によ り移動 する流れを電気泳動流 1 0 9 と呼ぶ。
また、 最近、 D N Aの分析に関 して、 以下に述べる方法が研究されて いる。 すなわち、 前述のキヤビラ リ を石英板や高分子板に形成し、 蓋を して、 数 c m角のチップ上に製作したマイ クロキヤビラ リ と呼ばれる も のがある。 例えば、 D N Aなどを中性ゲル中にいれ、 D N Aは電荷を有 するので電気泳動によ り移動させ、 分子量の相違による総電荷相違によ り分離する。 また、 本方法は、 マイ クロキヤビラ リ中を移動する物質に 途中から他の試薬を入れ、 その反応を検出する よ う な従来の試験管方式 と異なる反応検出法が盛んに研究されている [例えば、 馬場嘉信； 蛋白 質 核酸 酵素、 45卷、 1号（2000)76- 85頁]。 これは、 マイ クロ全分析 システム（ — T A S ; total analysis system)ゃチップ上研究室（Lab- on - Chip)と呼ばれている。
前述の血液自動分析装置は、一般には血液センターや病院で用いられ、 高価、 且つ大規模であ り 、 しかも全診断に数時間を要する。 通常これら の血液分析は、 疾病の原因究明あるいは健康体においても一年に一回程 度受ける健康診断な どの際に実施されるため、 一回の分析によ って種々 の情報をそれぞれ精緻に得るこ と を目的と している。 しかし、 昨今大気 温暖化や内分泌かく 乱物質などの環境悪化によ り 日々人間の健康が蝕ま れており、よ り高い頻度で血液検査を行い健康状態の管理を行う こ とが、 重大な疾病への進展を予防するために必要と される。 このよ う な日々の 健康管理を目的と した血液検査には、 高々血液中の p H， 酸素、 二酸化 炭素、 ナ ト リ ウム、 カ リ ウム、 カルシウム、 グルコース、 乳酸などのい わゆる健康マーカーを呼ばれる ものの濃度などを測定するだけで足り る ものである。 先述のよ う な高価、 大規模な血液分析装置を用いた精緻な 検査までは必要な く 、分析項目を絞った簡素な装置が必要と されていた。
また、 最近、 寝たき り老人の増加にと もない、 その健康管理が課題と なっているが、 このよ う な人にと って、 頻繁に病院等に通い検査を受け るこ とは困難であ り 、 在宅のま ま健康管理を行う手段が必要と されてい る。 現在の血液検査方法では、 採血は医師など有資格者にかぎられてお り、要介護老人の介護の担い手であるヘルパーではできない行為である。 そこで、 一般の人でも、 採血を含めて手軽に取り扱える血液分析装置が 必要と されていた。 また、 血液検査を頻繁に行う ためには、 採血の際に 苦痛を伴なわないこ とが望ま しく 、 また、 注射針によ る皮膚の変色など 人体への影響も極力抑えるこ とが望ま しい。
従って、 本発明は、 以上に述べたよ う な従来の血液分析装置を用いた 血液分析方法における欠点のない、 家庭で手軽に取り扱える血液分析方 法を提供するこ と を目的と している。
また、 本発明は、 上述の目的を実現するために、 血液分析に必要と な る採血、 濾過、 分離、 分析などの機能がコンパク ト に一体化されており 、 取り扱いに専門の医学の知識、 資格を必要とせず、 一般の人が取り扱え る血液分析装置を提供することを目的と している。 発明の開示
本発明は、 血液分析装置と して、 一つあるいは複数の基板内に、 生体 内よ り血液を採取する採取手段と、 少なく と も採取した当該血液をろ過 し血漿を得るろ過手段あるいは当該血液から血清を分離する分離手段の 内いずれかの手段と、 当該血液中の物質を分析する分析手段と、 当該採 取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手段を接続する流路手 段と、 当該採取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手段、 当 該流路手段内に存在する当該血液の成分を移動させる移動手段と、 当該 分析手段からの情報を外部に取出すための出力手段と、 当該採取手段、 ろ過手段、 分離手段、 分析手段、 移動手段、 出力手段の少なく と も一つ の手段の動作を制御するための制御手段を備え、 さらに、 当該血液の成 分を当該基板内に保持しておく ための保持手段を備え、 かつ当該基板が 複数である場合には当該基板が一体化された構造である。 このことによ つて、 血液分析装置は小型であり、 一般家庭に設置することに適してい る。
また、 本発明による血液分析方法は、 血液の採取から分析まで一体化 された血液分析装置で行なう。 このこ と によ って、 専門の医学の知識、 資格を持たない一般の人が取り扱うのにも適している。 図面の簡単な説明
第 1図は、 キヤビラリ電気泳動法を説明する図であり、 筝 2図は、 本 発明にかかる好ま しい装置の概略を示す図であり、 第 3図は、 マイクロ キヤビラリの製造法を説明する図であり、 第 4図は、 電気浸透流によ り マイクロキヤビラリ中のイオンの移動を示す図であり、 第 5図は、 ポン プ作用の吸引力の測定方法を示す図であ り 、 第 6図は、 分離手段の構成 を示す図であ り、 第 7図は、 遠心分離器を示す図であ り、 第 8図は、 マ イ ク口キヤビラ リ内壁への M P Cポリマーコー トの効果を示す図であ り 第 9図は、 ポンプ作用に及ぼすマイ クロキヤピラ リ長の影響を示す図で あ り 、 第 1 0図は、 ケミ カルセンサの構成を示す図であり、 第 1 1図は、 グルコース密度の測定結果を示す図であ り、 第 1 2図は、 p H, N a +, K +各濃度の測定結果を示す図であ り 、 第 1 3図は、 抗凝固剤の供給装 置を備えた血液分析装置の構成を示す図であ り 、 第 1 4図は、 抗凝固剤 の供給装置を備えた血液分析装置の構成を示す図である。 発明を実施するための最良の形態
本発明をよ り詳細に説述するために、 添付の図面に従ってこれを説明 する。
第 2図に本発明に基づく 装置の概略図を示す。 2 0 1 は基板であ り 、 本装置の各手段は本基板をェツチングによ り製作されたマイ ク ロキヤ ピ ラ リ に沿って配置される。 このマイ クロキヤビラ リの表面には M P Cポ リマ— (2-methacryloyloxyethylphosphorylchol ine) の被覆が設けられ ており 、 血漿や血清中のタ ンパク質のマイ クロキヤビラ リ表面上での凝 固、 付着を防止する。 2 0 2は血液の採取手段である。 2 0 3 は中空の 針であり、 採取手段に付属する。 この針を体内に刺して基板内への血液 の取り入れ口とする。 2 0 4、 2 0 5は電極であ り、 この電極間に印加 した電圧のため生じる電気浸透流によ る吸引力によ って、 体内よ り基板 内に血液を取り入れる。 2 0 6は血液の濾過手段であ り、 血液の流れの 上流から下流に向かって、 次第に間隔の狭く なる複数のスリ ッ ト を有す る。 このス リ ッ トによ り 、 血液中の赤血球、 白血球、 リ ンパ球、 血小板 を濾過して取り 除き、 濾過手段の下流側に血漿を得る。 2 0 7は分離手 段であ り 、 例えば U字型のマイ ク ロキヤビラ リ からなる。 採取した血液 を濾過して得られる血漿をこの U字型のマイ クロキヤビラ リ に導いた後. 本基板を遠心分離器によ り一定方向に加速度を加えるこ とによ って、 U 字部に血漿よ り凝固因子を分離除去した血清が得られる。 2 0 8 は分析 手段であ り、 血液中の p H値、 酸素、 二酸化炭素、 ナ ト リ ウム、 力 リ ウ ム、 カルシウム、 グルコース、 乳酸などの各濃度を測定するためのセン サを有する。 2 0 9 は採取手段、 濾過手段、 分離手段、 分析手段のそれ ぞれを接続する流路手段であり 、 基板をエッチングして製作したマイ ク 口キヤビラ リからなる。 2 1 0はマイ クロキヤ ビラ リ 中で血液を電気浸 透流によ り移動させるための移動手段である。 2 1 1 は分析手段から情 報を取出すための出力手段であり 、 電極などから構成される。 2 1 2 は、 以上の採取手段、 濾過手段、 分離手段、 分析手段、 移動手段、 出力手段 を必要に応じて制御するための制御手段である。 図示していないが、 基 板上のマイ クロキヤ ピラ リ内に血液を保持してお く ための板を有し、 こ の板は基板 2 0 1 に接着あるいは圧着されている。
採取手段 2 0 2 によ り採取された血液は、 濾過手段 2 0 4 にて濾過さ れ血漿とな り、 さ らに分離手段 2 0 5 にて凝固因子を分離除去して血清 が得られ、 これを分析手段において p H値、 酸素、 二酸化炭素、 ナ ト リ ゥム、 カ リ ウム、 カルシウム、 グルコース、 乳酸などの各濃度を測定す る。 各手段間の血液の移動は、 電気泳動法を用いた移動手段 2 1 0 によ り行う。
次に、 基板内の各手段を形成するマイ クロキヤ ビラ リの製作方法を、 第 3 図を用いて説明する。 例えば、 厚さ 0 . 5 m mで 2 c m角の石英板 3 0 1 を用意し、 まず、 （ 1 ) 石英板 3 0 1 上にク ロム （C r ) 膜 3 0 2 を約 1 / mの厚さでスパッ タ法で堆積する。次に、 （ 2 ) C r膜 3 0 2上 にホ ト レジス ト 3 0 3 を塗布し、 光露光で約 3 0 〃 m幅の抜けパターン を形成する。 （ 3 )この C r膜 3 0 2 を湿式又は ドライ法によ り エツチン グする。 ドライ法では、 C 1 2ガスをー卷ァンテナを用いた I C P (誘 導結合プラズマ） で放電し、 アンテナよ り 1 8〜 2 0 c mの下流域 （ダ ゥ ンス ト リ 一ム） で C r膜 3 0 2 をエッチングする。本エッチング法は、 特願平 1 1 — 1 2 4 7 0 9によ る方法を用いている。 そして、 （4 ) この C r膜 3 0 2 をマスクに、 C 4 F 8 と S F 6 を 8 5対 1 5の比で混合した ガスを I C Pによ り放電し、 1 3. 5 6 MH zの高周波バイ アスを印加 した電極上に石英板 3 0 1 を載置し、 下地の石英板 3 0 1 を垂直の壁を 有するよ う にエッチングし、 キヤ ビラ リ溝を形成する。 その際の条件は、 アンテナに導入した 1 3. 5 6 MH zの電力は 5 0 0Wであ り 、 高周波 ノ ィ ァス用の 1 3. 5 6 MH zの電力は 5 W、 圧力は 1 0 m T o r r と した。 その後、 （ 5 ) C r膜 3 0 2 を湿式法で除去し、 （ 6 ) 血液や緩衝 液の注入口や出口用の孔を超音波加工によ り 開口したも う一枚の石英板 3 0 4 を用意して、 キヤビラ リ溝を設けた石英板 3 0 1 と共に、 1 % H F (フ ッ酸） に侵した後、 両板を重ね合わせ、 1 . 3 MP aの圧力で 2 4時間押し付けた。 最後に、 （ 7 ) 白金等の電極 3 0 5 を、 上記の注入口 や出口などに蒸着などの方法で形成し、 マイ クロキヤビラ リチップが出 来上がる。 （4 )の工程で形成されたマイ クロキヤビラ リ溝を有する石英 板を成形型と して用い、 ポリエチレン等の高分子膜に適当な温度でモー ル ド形成してマイ ク ロキヤビラ リ溝を製作しても よい。 更に、 石英板を 用いずに、 高分子板に直接マイ ク ロキヤビラ リ溝を形成し、 蓋も高分子 で形成しても良い。
次に、 血液の採取手段におけて血液'をマイ ク ロキヤビラ リ 中に引き込 む方法、 ならびに、 移動手段においてマイ クロキヤビラ リ 中で血液を移 動させる方法を第 4図を用いて説明する。 用いたマイ クロキヤビラ リ を 第 4図に示すグラフ中に示す。 これは、 前述の製造方法によ り製作した 石英板内のマイ クロキヤ ビラ リの一部を示したものである。 このマイ ク 口キヤビラ リ は幅が約 3 0 m、 深さが約 3 0 mである。 このマイ ク 口キヤビラ リの全域を p H 7. 4の燐酸緩衝液 （ P B S ) )で満たした後 A— C間に高電圧を印加し、 そのと きの電圧—電流特性をィォン強度を 変えて測定した結果を第 4図のグラフに示す。 グラ フ中で 「低速」 とは 1 5秒毎に 5 0 Vを印加した結果であ り、 「高速」とは一秒間に 7 0 Vの 電圧を印加した結果である。 「低速」 の場合は、 電圧印加と共に電流が急 激に流れ始め、 特に高イ オン強度の場合は激しい。 これは、 電流が流れ るこ とによ り ジュ一ル加熱が起こ り、 緩衝液の移動度が増加するためと 説明されている。 一方、 「高速」 で電圧を上昇させる と線形関係を示す。 従って、 急激に電圧を上げる と、 緩衝液の温度が上昇せずに正イオンが 高速で移動するこ と を意味する。 すなわち、 「高速」 モー ドを用いる と電 気浸透流によ り、 液を動かすボンプ作用が得られるこ と を示している。
この電気浸透流のポンプ作用による吸引力の測定について述べる。 第 5図にポンプ作用の吸引力測定を行ったマイ ク ロキヤビラ リ を示す。 こ れは、 先に述べた方法で製作した石英板の一部を取出して図示したもの である。 このマイ ク ロキ ヤビラ リ は幅が約 3 0 m、 深さが約 3 0 m である。 まず、 マイ クロキ ヤビラ リ全域 5 0 1 を p Hが 7. 4の燐酸緩 衝液 （ P B S ) で満たした。 そして電極 A 5 0 2 と電極 B 5 0 3 に高電 圧を印加する と、 P B Sが電極 A側に電気浸透流によ り移動し、 入り 口 C 5 0 4から空気 5 0 5が注入される。 マイ クロキヤビラ リ 中に侵入し た空気 5 0 5の先端をピス ト ン 5 0 6 を用いて、 入り 口 C 5 0 4 まで引 き戻したと きの圧力を圧力計 5 0 7で測定した。 その結果、 このと きの 電気浸透流のポンプ作用によ る吸引力 6 X 1 03 P aである こ とがわか つた。
次に、 血液からろ過手段を通して得られた血漿よ り、 更に遠心分離に よ りマイ クロキヤビラ リ 内で凝固因子を分離し血清を得る分離手段と分 離方法を、 第 6図を用いて説明する。 U字型のマイ クロキヤビラ リ 6 0 1の一方は針を付属 した注入口 6 0 2 と結合している。 また、 電気浸透 流ポンプ 6 0 3 を有し、 高電圧を印加するための電極 A 6 0 4 と電極 B 6 0 5が設けてある。 電極 A 6 0 4 と電極 B 6 0 5の間に電界約 1 k V c mを印加し、 針 6 0 2 よ り U字型のマイ ク ロキヤビラ リ 6 0 1 に血 液を導入した。 このと き、 感電を避けるため、 電極 A 6 0 4側を接地し た。 そして、 第 7図に示す簡易型遠心分離器 7 0 1 に、 第 6図のマイ ク 口キヤビラ リ を含む石英板 7 0 2 を、 第 6図に示した矢印の方向によ り 大きな加速度がかかるよ う に取り付け回転させた。 5 0 0 0 r p mの回 転速度で 3 0分回転した後に、 U字型キヤビラ リ 6 0 1の第 6図に示し た矢印の向き と反対側の U字管部分に血清を得た。
以上述べた採取手段、 ろ過手段、 分離手段、 流路手段、 分析手段の構 造を構成する要素であるマイ クロキヤビラ リ は石英で製作されている。 そのため、 血液や血漿や血清のよ う な生体物質をマイ クロキヤ ビラ リ 内 に導入する と、 内壁にタ ンパク質が凝固したり吸着するため、 キヤビラ リ流路が細く なった り 、 極端な場合は詰まつた りする現象が見られる。 この凝固や付着を防止するために、 マイ クロキヤ ビラ リ の内壁に、 M P Cホリマ一 (2-methacry 1 oy 1 oxyethy lphosphory 1 chol ine)をコ一 ト した 0 M P Cポリマ一は、 石原らによ り発明された （特許第 2 9 4 7 2 9 8号） が、 これは我々生物の生体膜を構成している材料と類似の材料から人工 的に合成した高分子である。 従って、 タ ンパク質吸着を抑制し、 生体と の好ま し く ない反応を阻止する極めて優れた効果を示す。 第 8図のグラ フ中に示すマイ クロキヤビラ リ を用いて、 M P Cポリマーのマイ クロキ ャ ビラ リ内壁へのコー トの有無、 及び内壁にコー トする M P Cポリマー の濃度に対するタ ンパク質等の凝固、 付着防止効果を示す。 マイ クロキ ャビラ リの幅は約 3 0 m、 深さは約 3 0 mである。 まず、 マイ ク ロ キヤ ビラ リ 内を p H = 7. 4、 イ オ ン強度 0. 1 6の燐酸緩衝液で満 たし、 キ ヤビラ リ端 Aに牛血清を注入後、 速やかに A— C間に種種の高 電界を印加し、 血清をキヤビラ リ 中に導入した。 血清のマイ ク ロキヤ ピ ラ リ内の流れに及ぼす凝固や付着の影響は、 導入された血清濃度をキヤ ビラ リ端 Aよ り 4 mm離れた点 Eにおいて、 血清に対して吸収が強い 2 2 0 n mの紫外光を絞つて照射し、 その吸収によ り血清が点 Eに到達し たかどう かを判定した。測定は M P Cポリマー被覆な し、 0. 0 5 w t % 濃度コー ト、 0. 3 w t %濃度コー トのそれぞれについて行った。 M P Cポリマ—コー トの場合は、 石英表面と比べ、 M P Cポリマ—表面には 負荷電を多く 生じ無いので、 電気浸透流が抑えられ、 被覆なしが最も速 く 測定点に達する と予想されるが、 測定の結果、 コー ト な しが最も遅か つた。 0. 0 5 w t %と 0. 3 w t %の到着時間は大差ない。 しかし、 0. 3 w t %では到達後、 濃度が飽和するのに対し、 0. 0 5 w t %と 被覆な しでは明らかに減少する。 これらよ り、 被覆な し及び 0. 0 5 w t %では、 M P Cコーティ ングが不十分で、 血清中のタ ンパク質が測定 点に達する前に内壁に付着して失われてしまったと考えられる。 すなわ ち、 0. 3 w t %濃度の MC Pポリマーを石英のマイ クロキヤビラ リ表 面にコ一 トするこ と によ る、 マイ クロキヤビラ リ 中での血清たんぱく 質 測定における凝固ならびに付着の抑制効果が示された。
次に、 分析手段と して血清濃度をケ ミ カルセンサで測定する際、 特に その測定に I S F E T (ion sensitive field effect trans.istor)を用い る場合の問題点と実施した対策例について述べる。 I S F E Tは MO S (metal-oxide- semiconductor)構造を有する。 そこで、 第 8図のグラ フ内 に図示したよ う にマイ クロキヤビラ リ端 Aよ り血清を導入し、 A— C間 に高電圧を印加し、 A— C間を移動する血清中のイ オ ン濃度を例えば点 Eにおいて測定するために、 I S F E Tの測定領域面を A— C間に置く と、 高電圧が直接 M 0 S構造に印加され、 たと え F E Tを浮遊状態にし ても窒化シリ コンと酸化シリ コ ン膜の積層からなる I S F E Tの絶縁膜 が絶縁破壊する。 この対策と して、 マイ クロキヤビラ リの下流側に高電 圧を印加する電気浸透流ポンプを設け、 このポンプの吸引作用によ り 、 ポンプよ り上流に位置するマイ ク ロキヤビラ リ に血清などを導き、 この マイ クロキヤビラ リ のと ころに I S F E Tのよ う なケミ カルセンサを設 けた。 第 9図は、 （ a ) のよ う に下流に 1 1 c mの長さのマイ クロキヤピ ラ リのポンプ領域を設けた場合と、 （b) のよ う に 0. 8 c mの極短いポ ンプ領域を設けた場合について、 電気浸透流の作用によ る血清の移動状 況を比較した。 マイ クロキヤビラ リの幅は約 3 0 m、 深さは約 3 0 / mである。 まず、 P B Sで全マイ クロキヤビラ リ流路を満たした後、 い ずれのマイ クロキヤ ビラ リ においても、 B— C間に 2 k Vの電圧を印加 した。 その後、 入り 口 Aから牛血清を注入し、 点 Eで 2 2 0 n mの紫外 光を絞って照射したと きの吸光度の時間変化を示す。 その結果、 電圧を 同じと したと き、 （ a ) のマイ クロキヤビラ リ形状の方が （b ) のものよ り も速く血清が入り 口 Aよ り 4 mmの位置に到達し、 B— C間のマイ ク 口キヤビラ リ を長く とる こ と によ り高いポンプ能力が得られるこ とから . I S F E Tなどのケ ミ カルセンサの下流側に血清などの移動手段を設け た場合にも、 ケミ カルセンサに血清を導けるこ とがわかり、 I S F E T の絶縁破壊を防止できるこ とが示された。
以下、 本装置を用いた血液分析とその結果を説明する。 第 1 0図は、 本装置の分析手段近傍の構成を示す。 1 0 0 1、 1 0 0 2は I S F E T センサであり 、 1 0 0 3 と 1 0 0 4はグルコースセンサと A gZA g C 1 電極であり 、 1 0 0 5は移動手段である電気浸透流ポンプを示す。 I S F E Tセンサの測定面積は 1 5〃 mX l 5 0 mであ り、 3 0 ; m幅 のマイ クロキヤビラ リの流路に沿って、 その下に配置し、 白金直径 2 0 μ mの白金線グルコースセンサはマイ クロキヤビラ リ流路の側壁に垂直 に揷入した。
第 1 1 図に、 牛血清中に濃度の異なるグルコースを混入させ、 その濃 度変化に対するセンサ電流を示す。 ここで、 グルコースセンサと しては、 直径 2 0 mの P t線上に、 酢酸セルロース、 グルコース酸化酵素、 フ エロセンカルボキシアルデヒ ドを順にコーティ ングしたものを用い、 こ れらの表面は M P Cポリ マーでコ一ティ ングした。 第 1 1 図よ り 、 グル コース濃度が 0の時に流れている電流は暗電流であるが、 グルコース濃 度の変化に対してほぼ線形に応答しているこ とが示される。
第 1 2 図は、 I S F E Tセンサを用いた牛血清中の p H， N a +， K + 各濃度の測定結果を示す。 P Hの測定には S i 3 4 , N a +には P V C、 T H F、 B I S ( 1 2 — c r o w n — 4 )、 N P O E、 K— T C P Gの混 合膜、 K +の測定には P V C、 T H F、 B I S ( B e n z o — l 5 — c r o w n — 5 )、 N P O E、 K— T C P Gの混合膜を感応膜と した。 いず れの場合でも、 広範囲に線形的に応答しているこ とが分かる。
第 1 3 図に、 第 2 図で説明した本発明の血液分析装置に、 血液の抗凝 固剤の供給装置を取り付けた血液分析装置の構成を示す。 本装置は第 2 図の例と同様に 1 3 0 1 の石英基板上に、 まず 1 3 0 2 の血液採取のた めの針を介して血液を 1 3 0 3 のマイ クロキヤビラ リへ導入する。 この 際キャビラ リ 中で血液が凝固しないよ う に 1 3 0 4 に貯めておいた抗凝 固剤 （クェン酸ナ ト リ ウム、 E D T A、 へパリ ン） を 1 3 0 5 のゴム栓 を押すこ とで適宜キャビラ リ内に供給できるよ う になつている。 そして 1 3 0 6の分離手段において第 7図に示した遠心分離器を用い、 血清と 血球を分離する。 そ してこの血清を 1 3 0 7の分析手段へと 1 3 0 8 と 1 3 0 9の電極間に電場を印加するこ とで生じる電気浸透流によ り導き . 血清中の p H、 ナ ト リ ウムイオン濃度、 カ リ ウムイオン濃度、 グルコ一 ス濃度等を検出する。 本実施例においてはこの分析手段を複数設置して お り、 これらの濃度を一度に分析するこ とが可能である。 実際に血清中 のこれらの濃度を調べたと ころ、 先述の測定結果と同等の精度で濃度を 測定するこ とができた。
第 1 4 図に、 第 2 図で説明した本発明の血液分析装置に、 血液の抗凝 固剤の供給装置を取り付けた血液分析装置の構成を示す。 本装置は第 2 図の例と同様に 1 4 0 1 の石英基板上に、 まず 1 4 0 2の血液採取のた めの針を介して血液を 1 4 0 3 のマイ クロキヤ ビラ リへ導入する。 この 際キャビラ リ 中で血液が凝固しないよ う に 1 4 0 4 に貯めておいた抗凝 固剤 （クェン酸ナ ト リ ウム、 E D T A、 へパリ ン） を 1 4 0 5 のゴム栓 を押すこ とで適宜キヤビラ リ内に供給しても よい。 そして 1 4 0 6の濾 過手段において血漿と血球を分離する。 そしてこの血漿を 1 4 0 7の分 析手段へと 1 4 0 8 と 1 4 0 9の電極間に電場を印加するこ とで生じる 電気浸透流によ り導き、 血漿中の p H、 ナ ト リ ウムィォン濃度、 力 リ ウ ムイオン濃度、 グルコース濃度等を検出する。 本実施例においてはこの 分析手段を複数設置しており、 これらの濃度を一度に分析する こ とが可 能である。 実際に 1 4 0 6で濾過した血槳中のこれらの濃度を調べたと ころ、 先述の測定結果と同等の精度で濃度を測定するこ とができた。 産業上の利用可能性
以上のよ う に、 本発明にかかる血液分析装置は小型であ り、 一般家庭 に設置するこ とに適している。 さ らに、 本発明によ る血液分析方法は、 血液の採取から分析まで一体化されており、 専門の医学の知識、 資格を 持たない一般の人が取り扱う のにも適している。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 生体内よ り血液を採取する採取手段と、 少なく と も採取した当該血 液をろ過し血漿を得るろ過手段あるいは当該血液から血清を分離する分 離手段の内いずれかの手段と、当該血液中の物質を分析する分析手段と、 当該採取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手段を接続する 流路手段と、 当該採取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手 段、当該流路手段内に存在する当該血液の成分を移動させる移動手段と、 当該分析手段からの情報を外部に取出すための出力手段と、 当該採取手 段、 ろ過手段、 分離手段、 分析手段、 移動手段、 出力手段の少なく と も 一つの手段の動作を制御するための制御手段を、 一つあるいは複数の基 板内に備え、 さらに当該基板は当該血液の成分を当該基板内に保持して おく ための保持手段を備え、 かつ当該基板が複数である場合には当該基 板が一体化された構造であることを特徴とする装置において血液の採取, 濾過、 分離、 分析を行う方法。
2 . 生体内よ り血液を採取する採取手段と、 少なく と も採取した当該血 液をろ過し血漿を得るろ過手段あるいは当該血液から血清を分離する分 離手段の内いずれかの手段と、当該血液中の物質を分析する分析手段と、 当該採取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手段を接続する 流路手段と、 当該採取手段、 当該ろ過手段、 当該分離手段、 当該分析手 段、当該流路手段内に存在する当該血液の成分を移動させる移動手段と、 当該分析手段からの情報を外部に取出すための出力手段と、 当該採取手 段、 ろ過手段、 分離手段、 分析手段、 移動手段、 出力手段の少なく と も 一つの手段の動作を制御するための制御手段を、 一つあるいは複数の基 板内に備え、 さらに当該基板は当該血液の成分を当該基板内に保持して おく ための保持手段を備え、 かつ当該基板が複数である場合には当該基 板が一体化された構造であることを特徴とする血液分析装置。
3. 血液の採取に先立ち、 採取手段、 ろ過手段、 分離手段、 分析手段、 移動手段、 流路手段内を緩衝液で満たすことを特徴とする請求の範囲第 1項記載の血液分析方法。
4. 請求の範囲第 2項記載の分離手段内に存在する血液あるいは血液抽 出物を、 請求の範囲第 2項記載の血液分析装置本体を回転し、 比重の異 なる当該血液中の成分に働く遠心力の大きさの違いによ り、 当該血液中 の成分を当該分離手段内において分離する方法。
5. 請求の範囲第 2項記載の分析手段に血液成分を導入するための移動 手段が、 当該分析手段よ り下流側に設置されていることを特徴とする血 液分析装置。
6. 請求の範囲第 2項記載の血液分析装置において、 請求の範囲第 2項 記載の移動手段を構成する 2個の電極のうち、 流路をたどった距離にお いて採取手段に近い側の電極を接地することを特徴とする血液分析装置 (
7. 請求の範囲第 2項記載の分析手段は、 血清中の p H値、 酸素濃度、 二酸化炭素濃度、 ナ ト リ ウム濃度、 カ リ ウム濃度、 カルシウム濃度、 グ ルコース濃度、 乳酸濃度の測定手段であることを特徴とする血液分析装 置。
8. 1 0 m以上 1 5 0 / m以下の幅を有し、 1 0 / m以上 1 5 0 // m 以下の深さを有する溝状構造物と、 当該溝状構造物の溝内に少なく と も 液体を含む物質を保持するための蓋から構成されるマイクロキヤビラリ において、 少なく と もマイクロキヤビラリ内壁に 0. 2 5 w t %以上 1. 0 w t %以下の濃度の M P Cポリマー
(2-methacryloy loxyethy lphosphory lchol ine)力 塗布 れてレ、ること ¾r 特徴とする装置。
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