血細胞比容(Hct)的測定方法及該方法中使用的傳感器和測定裝置的製作方法
2023-12-06 13:31:21 1
專利名稱：血細胞比容(Hct)的測定方法及該方法中使用的傳感器和測定裝置的製作方法
技術領域：
本發明涉及Hct的測定方法及該方法中使用的傳感器和測定裝置。
背景技術：
在臨床檢查等中，血液的Hct值作為了解血液性狀(血液的流暢度、貧血等)的指標之一而被測定。另外，在血液中的葡萄糖濃度(血糖值)等血液成分的測定中，由於有時測定值隨Hct值發生變化，因此為了校正測定值，有時必須測定Hct值。用手工方法進行的Hct值的測定，通常為例如將加有抗凝劑的血液吸入至毛細管中，單側用油灰等密封並高速離心後，以全體作為100％，從紅血球層的高度求出比率的方法(微量血細胞比容法)。另外還有，在自動血球計數器的情況下，有下述的方式，即將紅血球作為電脈衝捕捉，從它們的大小之和進行計算；以及從紅血球的平均容積和紅血球數自動地進行計算。成人男子的標準Hct值為39～50％，成人女子的標準Hct值為36～45％。
但是，在以往的Hct值的用手工方法進行的測定方法中，存在著操作複雜、測定時間長的問題，另外，在通過自動血球計數器進行的方法中，存在著需要特殊裝置的問題。因此，研究了通過傳感器以電化學的方式、且簡單地測定Hct值的技術(參照專利文獻1)。但是，使用以往傳感器的Hct值的測定方法在其精度和可靠性上存在問題。
專利文獻1專利第3369183號公報發明內容因此，本發明的目的在於提供測定精度和可靠性優異的Hct值測定方法及該方法中使用的傳感器和測定裝置，所述測定方法是使用傳感器以電化學的方式測定Hct值的方法。
為了達成上述目的，本發明的測定方法為以電化學的方式測定血液的血細胞比容(Hct)值的方法，該方法包含準備含有工作電極和對電極的電極系統，在上述兩電極中的工作電極上不配置氧化還原物質，而在對電極上配置氧化還原物質，將血液導入至上述電極系統，在該狀態下對上述電極系統施加電壓，由此檢測流至上述電極間的氧化電流或還原電流，從該電流值測定Hct值。
另外，本發明的傳感器用於以電化學的方式測定血液的血細胞比容(Hct)值，該傳感器具有含有工作電極和對電極的電極系統，在上述兩電極中的工作電極上不配置氧化還原物質，而在對電極上配置氧化還原物質，將上述血液導入至上述電極系統，在該狀態下對上述電極系統施加電壓，由此檢測流至電極間的氧化電流或還原電流的電流值。
本發明的測定裝置為Hct值的測定裝置，該測定裝置具有保持上述本發明傳感器的保持機構、對上述傳感器的電極系統施加一定電壓的施加機構以及檢測上述傳感器的電極系統的氧化電流或還原電流的檢測機構。
這樣，本發明的測定方法和傳感器中，由於在含有工作電極和對電極的電極系統中，在工作電極上不配置氧化還原物質，而是在對電極上配置氧化還原物質，因此在上述工作電極上存在著不含有氧化還原物質的血液。因此，本發明中，通過上述工作電極而得到依賴於血液Hct值且具有可靠性的電流值，而通過存在於上述對電極的氧化還原物質，能夠以高靈敏度檢測上述電流值，其結果是，測定精度優異並且該測定可簡單地進行。另外，根據本發明，由於能夠利用傳感器以電化學的方式測定Hct值，因此不需要以往測定方法之類的使用特別大型的測定器具或裝置的測定方法。
圖1為表示本發明傳感器一例的分解立體圖。
圖2為上述傳感器的剖面圖。
圖3為上述傳感器的平面圖。
圖4為表示本發明傳感器另一例的分解立體圖。
圖5為上述傳感器的剖面圖。
圖6為上述傳感器的平面圖。
圖7A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓的施加、響應電流值(μA)隨時間變化的圖；圖7B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖8A為表示比較例的傳感器中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖8B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(μA)隨時間變化的圖；圖8C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖9A為表示另一比較例的傳感器中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖9B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(μA)隨時間變化的圖；圖9C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖10A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖10B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖10C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖11A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖11B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖11C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖12A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖12B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖12C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖13A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖13B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖13C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖14A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖14B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖14C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖15A為表示本發明傳感器的另一例中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖15B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖15C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖16A為表示另一比較例的傳感器中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖16B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖16C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖17A為表示另一比較例的傳感器中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖17B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖17C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖18A為表示另一比較例的傳感器中氧化還原物質的配置狀態的圖，圖18B為表示在上述例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖18C為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖19A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(0.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖19B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖20A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(1.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖20B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖21A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(1.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖21B為表示在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖22A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(2.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖22B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖23A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(2.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖23B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖24A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(3.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖24B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖25A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(3.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖25B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖26A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(4.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖26B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖27A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(4.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖27B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖28A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(5.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖28B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖29A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(5.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖29B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖30A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(6.0V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖30B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖31A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓(6.5V)的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖31B為在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖32A為表示在本發明傳感器的另一例中相對於電壓的施加、響應電流值(A)隨時間變化的圖；圖32B為表示在上述例中相對於電壓的施加、靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
圖33為表示本發明測定裝置一例的立體圖。
圖34為表示上述例的測定裝置構成的構成圖。
符號說明11、21、31 工作電極 12、22、32 對電極13、23、33 試劑部 14、24、34 流路15、25、35 通氣孔 101、201 絕緣基板102、202 隔板 103、203 蓋子110、123 測定裝置 121 傳感器122 檢體供給口124 顯示部125 安裝口111a、111b 連接器112 電流/電壓轉換電路 113 A/D轉換電路114 CPU 115 LCD116 基準電壓源具體實施方式
下面，詳細說明本發明。
在本發明的Hct值的測定方法和傳感器中，上述氧化還原物質沒有特別限定，可以是還原狀態也可以是氧化狀態，例如可列舉出鐵氰化物、對苯醌、對苯醌衍生物、吩嗪硫酸二甲酯、亞甲基藍、二茂鐵、二茂鐵衍生物。其中優選為鐵氰化物，更優選為鐵氰化鉀。鐵氰化物的還原狀態為亞鐵氰化物，鐵氰化鉀的還原狀態為亞鐵氰化鉀。上述氧化還原物質的配合量沒有特別限制，每次測定或者每個傳感器例如為0.1～1000mM、優選為1～500mM、更優選為10～200mM。另外，即使將銀、銅或氯化銀等比較容易電解氧化或還原的物質作為電極材料使用時，也能得到本發明的目標效果。
在本發明的Hct值的測定方法和傳感器中，以防止雜質的吸附和防止氧化等為目的，未配置上述氧化還原物質的工作電極優選被高分子材料覆蓋。作為上述高分子材料，例如可列舉出羧甲基纖維素(CMC)、羥乙基纖維素、羥丙基纖維素、甲基纖維素、乙基纖維素、乙基羥乙基纖維素、羧乙基纖維素、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多熔素等多胺基酸、聚苯乙烯磺酸、明膠及其衍生物、聚丙烯酸及其鹽、聚甲基丙烯酸及其鹽、澱粉及其衍生物、馬來酸酐聚合物及其鹽、瓊脂糖凝膠及其衍生物等。這些物質可單獨使用，也可組合使用2種或更多種。用高分子材料進行電極覆蓋的方法沒有特別限制，例如可準備高分子材料溶液，將其塗布於電極表面，接著使其乾燥，除去上述塗膜中的溶劑。
本發明的Hct值的測定方法和傳感器中，上述兩電極間的施加電壓優選大於等於水電解的電壓，更優選為1～10V的範圍，進一步優選為1～6.5V的範圍。通過施加大於等於水電解電壓的電壓，能夠以更高的靈敏度測定依賴於血細胞比容的電流，且能夠得到不受血液中所存在的其它氧化還原物質的影響、不依賴於個體差異(個人差異)的穩定的電流。另外，也可以將上述對電極作為基準，將負的電壓施加於工作電極。施加時間例如為0.001～60秒、優選為0.01～10秒、更優選為0.01～5秒。
在本發明的Hct值測定方法和傳感器中，上述工作電極和對電極之間的最近距離優選為0.05mm或以上。這樣，只要電極間距離在0.05mm或以上，則測定值的可靠性提高。更優選電極間距離為0.1mm或以上，進一步優選為0.5mm或以上。
本發明的Hct值測定用傳感器優選為下述構成具有絕緣基板，在上述絕緣基板上形成了上述電極系統和用於將上述血液導入至上述電極系統的流路，上述流路的一端與上述電極系統連通，上述流路的另一端朝向傳感器的外部開口，該部分成為血液供給口。此時，還可以是下述構成進一步含有隔板和蓋子，在上述絕緣基板上隔著上述隔板配置上述蓋子。
本發明的Hct值測定傳感器中，可以在上述電極系統上進一步配置晶體均化劑。
上述晶體均化劑為用於將試劑部的晶體狀態均化的物質，例如可列舉出胺基酸。作為上述胺基酸，例如可列舉出甘氨酸、丙氨酸、纈氨酸、亮氨酸、異亮氨酸、絲氨酸、蘇氨酸、蛋氨酸、天冬醯胺、穀氨醯胺、精氨酸、賴氨酸、組氨酸、苯基丙氨酸、色氨酸、脯氨酸、肌氨酸、甜菜鹼、牛磺酸以及它們的鹽、取代物和衍生物。這些可單獨使用，也可組合使用2種或更多種。其中優選甘氨酸、絲氨酸、脯氨酸、蘇氨酸、賴氨酸、牛磺酸，更優選為牛磺酸。上述晶體均化劑的配合量是每次測定或每個傳感器例如為0.1～1000mM、優選為10～500mM、更優選為10～300mM。
接著，在本發明的測定裝置中，由上述施加機構所施加的電壓為大於等於水電解的值的電壓，優選具有從由上述檢測機構所檢測的電流值來計算Hct值的計算機構。根據與上述同樣的理由，上述施加的電壓優選為1～10V的範圍，更優選為1～6.5V的範圍。
接著，根據附圖對本發明的Hct測定用傳感器的例子進行說明。
圖1、圖2和圖3表示本發明的Hct值測定用傳感器的一例。圖1為上述傳感器的分解立體圖、圖2為剖面圖、圖3為平面圖，在上述3圖中，同一部分帶有同一符號。
如圖所示，該傳感器在絕緣基板101上串聯地形成工作電極11和對電極12。如上所述，優選由高分子材料覆蓋工作電極11的表面。並且，該傳感器的例子中，在對電極12上配置有氧化還原物質13。在上述絕緣基板101上，留有一側端部(圖中為右側端部)隔著隔板102來配置蓋子103。在該傳感器上形成有用於將血液導入至上述工作電極11和對電極12的流路14。該流路的前端延伸至傳感器另一端部(圖中為左側端部)，並朝向外部開口，成為血液供給口。上述工作電極11和對電極12分別與導線連接，這些導線延伸於上述一側的端部側(圖中為右側)，導線的前端不被蓋子覆蓋而露出。在上述蓋子103與流路14端部相對應的部分上，形成有用於產生毛細管現象的通氣孔15。
本發明中，上述絕緣基板的材質沒有特別限制，例如可使用聚對苯二甲酸乙二酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚醯亞胺(PI)、聚乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚氯乙烯(PVC)、聚甲醛(POM)、單體澆注尼龍(MC)、聚對苯二甲酸丁二酯(PBT)、甲基丙烯酸樹脂(PMMA)、ABS樹脂(ABS)、玻璃等。其中，優選為聚對苯二甲酸乙二酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚醯亞胺(PI)，更優選為聚對苯二甲酸乙二酯(PET)。絕緣基板的大小沒有特別限制，例如為圖示板狀的情況下，全長為5～100mm、寬為3～50mm、厚度為0.05～2mm，優選全長為10～50mm、寬為3～20mm、厚度為0.1～1mm，更優選全長為10～30mm、寬為3～10mm、厚度為0.1～0.6mm。
絕緣基板上的電極和導線可如下形成例如將金、鉑、鈀等作為材料，通過濺射法或蒸鍍法形成導電層，利用雷射將其加工成特定的電極圖形，由此形成。作為雷射例如可使用YAG雷射、CO2雷射、準分子雷射等。
利用上述高分子材料進行的電極表面的覆蓋如上所述可如下形成例如將規定的高分子材料溶解於水或緩衝液中，使其乾燥，由此形成。也可以例如在上述基板上的工作電極11上滴加0.01～100mg的0.01～2.0wt％CMC水溶液並乾燥。上述乾燥的方法沒有特別限制，可以自然乾燥也可以是使用熱風的強制乾燥。
氧化還原物質13對上述對電極12的配置，例如可以將氧化還原物質溶解於水或緩衝液，將其滴加或塗布於對電極表面，並使其乾燥。除了氧化還原物質之外，還配置其它試劑時，也可以如上製備試劑液，將其滴加或塗布於對電極表面，並使其乾燥。例如，在0.01～2.0wt％CMC水溶液中溶解10～200mM的鐵氰化鉀、10～300mM的牛磺酸來製備試劑溶液，將0.01～100mg的上述試劑溶液滴加在上述基板上的對電極12上，並使其乾燥。上述乾燥的方法沒有特別限制，可以自然乾燥也可以是使用熱風的強制乾燥。
本發明中的隔板材質沒有特別限制，例如可使用與絕緣基板同樣的材料。另外，隔板的大小沒有特別限制，為圖示形狀時，例如全長為5～100mm、寬為3～50mm、厚度為0.01～1mm，優選全長為10～50mm、寬為3～20mm、厚度為0.05～0.5mm，更優選全長為10～30mm、寬為3～10mm、厚度為0.05～0.25mm。在隔板上形成切口部，該切口部成為用於導入血液的流路，其大小是例如從血液供給口到端部的長度為0.5～50mm、寬為0.1～10mm，優選從血液供給口到端部的長度為1～10mm、寬為0.5～5mm，更優選從血液供給口到端部的長度為1～5mm、寬為0.5～2mm。該切口部例如可以利用雷射或鑽頭等穿孔而形成，也可以在形成隔板時使用可形成切口部的模具而形成。
本發明中的蓋子材質沒有特別限制，例如可使用與絕緣基板同樣的材料。更優選親水性處理蓋子與試樣供給通路的頂部相當的部分。作為親水性處理，例如有塗布表面活性劑的方法，通過等離子處理等在蓋子表面導入羥基、羰基、羧基等親水性官能團的方法。蓋子的大小沒有特別限制，為圖示形狀時，例如全長為5～100mm、寬為3～50mm、厚度為0.01～0.5mm，優選全長為10～50mm、寬為3～20mm、厚度為0.05～0.25mm，更優選全長為15～30mm、寬為5～10mm、厚度為0.05～0.2mm。優選在蓋子上形成通氣孔，形狀例如為圓形、橢圓形、多邊形等，其大小例如最大直徑為0.01～10mm、優選最大直徑為0.025～5mm、更優選最大直徑為0.025～2mm。並且，也可設置多個通氣孔。該通氣孔例如可通過雷射或鑽頭等穿孔而形成，也可以在形成蓋子時使用可形成通氣部的模具而形成。
該傳感器可通過按順序層疊絕緣基板、隔板和蓋子成為一體來製造。為了形成為一體，可以使用粘合劑將上述3個構件粘貼或者熱熔融粘合。作為上述粘合劑，例如可使用環氧系粘合劑、丙烯酸系粘合劑、聚尿烷系粘合劑以及熱固性粘合劑(熱熔粘合劑等)、UV固化性粘合劑等。
使用該傳感器的Hct值測定例如可如下實施。即，首先使用專用的刺血針刺破指尖等使其出血。另一方面，將上述傳感器安裝在專用的測定裝置(測量器)上。然後，使安裝於測定裝置的傳感器的血液供給口與出血的血液相接觸，通過毛細管現象，將血液導入至傳感器內部。然後在工作電極11和對電極12之間施加一定電壓，由此在工作電極11上引起血液成分的氧化，在對電極12上引起氧化狀態的還原物質的還原。這裡所流動的電流依賴於Hct值，檢測該電流求出Hct。為了從所檢測的電流求出Hct值，可以預先準備電流和Hct值的校準曲線或校準曲線表格，每次檢測電流進行換算。如上所示，施加電壓例如大於等於水電解的電壓，優選為1～10V、更優選為1～6.5V，施加時間例如為0.001～60秒、優選為0.01～10秒、更優選為0.01～5秒。該工序中，由於工作電極11和對電極12之間存在一定間隙，並且在上述工作電極11上未存在氧化還原物質，因此僅依賴於血液Hct值的電流流動，並且通過存在於上述對電極12上的氧化還原物質，能夠抑制在對電極12上的反應成為速率決定過程。
圖4、圖5和圖6表示本發明的Hct值測定用傳感器的另一例。圖4為上述傳感器的分解立體圖、圖5為剖面圖、圖6為平面圖，在上述3圖中，同一部分帶有同一符號。
如圖所示，該傳感器中，在基板201上並聯形成工作電極21和對電極22，在對電極22上配置氧化還原物質23。與此相伴，用於將血液導入至電極的流路24從傳感器前端部的血液導入口向著傳感器中心延伸，但在途中分支為2個流路，整體成為T字狀，分支流路的各端部上有工作電極21或對電極22。並且，隔板202的切口形狀也為T字狀，在蓋子203與上述2個分支流路端部相當的部分上，分別形成用於產生毛細管現象的通氣孔25。除此之外的構成、形成材料、形成方法、Hct值的測定方法和測定條件等與上述例相同。
以上列舉了2例本發明的傳感器，但本發明的電極圖形不限定於這些。本發明的傳感器可以是插入在血液成分測定用傳感器中的狀態。
下面，以圖33和圖34為基礎對本發明測定裝置的一例進行說明。上述兩圖中，圖1～圖6中的同一部分帶有同一符號。
圖33的立體圖表示安裝了傳感器的狀態的本發明測定裝置的一例。如圖所示，該測定裝置123在其一端具有傳感器安裝口125，在此安裝並保持傳感器121。122為傳感器121的檢體供給口。該測定裝置123的大致中央處具有顯示部124，在此顯示測定結果。
圖34表示本發明測定裝置的構成的一例。如圖所示，該測定裝置110將兩個連接器111a和111b、電流/電壓轉換電路112、A/D轉換電路113、CPU114、液晶顯示裝置(LCD)115以及基準電壓源116作為主要構成要素。基準電壓源116可作為地線。傳感器的對電極12隔著連接器111a與基準電壓源116連接。傳感器的工作電極11隔著連接器111b、電流/電壓轉換電路112和A/D轉換電路113與CPU114連接。液晶顯示裝置115與CPU連接。該測定裝置中，血細胞比容的測定如下實施。即，首先將血液導入至傳感器的電極系統中，根據CPU114的指令，從電流/電壓轉換電路112和基準電壓源116對工作電極11和對電極12之間施加一定時間的一定電壓。該施加電壓的優選範圍如上所述。通過施加該電壓，氧化電流或還原電流流動至上述兩電極間。該電流以血液的血細胞比容值為基礎。該電流通過電流/電壓轉換電路112被轉換為電壓，該電壓值通過A/D轉換電路113被轉換為數值，並輸出到CPU114。CPU114以該數值為基礎計算響應值，並將其換算為血細胞比容值，其結果顯示於液晶顯示部115。
接著，說明本發明的實施例和比較例。
實施例1製作圖1、2和3所示構成的傳感器。在上述傳感器中，上述工作電極11被CMC覆蓋。另一方面，將鐵氰化鉀(量為60mM)、牛磺酸(80mM)溶解於CMC水溶液(0.1wt％)來製備試劑液，將該試劑液滴加在上述對電極12上後使其乾燥。上述兩電極間的最近距離為1.0mm或以上。另外，準備將Hct值調整至25、45和65的3種血液試樣。對這3種血液試樣，利用上述傳感器在施加電壓為2.5V、施加時間為3秒的條件下，測定流至傳感器的上述兩電極的電流。其結果示於圖7A和圖7B的圖中。圖7A為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(μA)隨時間變化的圖，圖7B為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。靈敏度差的圖是以Hct值為45％的血液響應值為基準來顯示Hct值為25％或65％的血液響應值隨時間變化的圖。如上述兩圖所示，通過該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。即使在兩電極上沒有CMC之類的高分子材料時，也能夠檢測。
(比較例1)製作圖8A所示構成的傳感器。如圖所示，該傳感器中，工作電極31和對電極32按照在流路34上連接的方式形成，在蓋子(未圖示)與流路34端部相對應的部分上形成有用於產生毛細管現象的通氣孔35。該傳感器中，將10～200mM的鐵氰化鉀、鐵氰化鉀的約1/7濃度的亞鐵氰化鉀、10～300mM的牛磺酸溶解於0.01～2.0wt％CMC水溶液中來製備試劑溶液，滴加該試劑溶液，使得其從基板的工作電極31和對電極32的兩電極溢出，並使其乾燥。另外，上述施加電壓為0.2V。除此之外，在與實施例1同樣的條件下，對3個Hct值的上述試樣測定流至傳感器上述兩電極的電流。其結果示於圖8B和圖8C的圖中。圖8B為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(μA)隨時間變化的圖，圖8C為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。如圖所示，在該比較例中，其靈敏度差受電壓施加時間的影響很大，未得到適於Hct定量的響應電流。
(比較例2)在上述比較例1的傳感器中，將10～200mM的鐵氰化鉀、10～300mM的牛磺酸溶解在0.01～2.0wt％CMC水溶液中，製備試劑溶液，滴加該試劑溶液使得其從基板的工作電極31和對電極32的兩電極溢出，並使其乾燥。除此以外，在與實施例1同樣的條件下(施加電壓為2.5V等)，對3個Hct值的上述試樣測定流至傳感器上述兩電極的電流。該結果示於圖9B和圖9C的圖中。圖9B為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(μA)隨時間變化的圖，圖9C為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。如圖所示，在該比較例中，其靈敏度差受到電壓施加時間的影響很大，未得到適於Hct定量的響應電流。
實施例2本實施例中，製作了6種傳感器(2-1～2-6)，在每個傳感器中改變相對於工作電極或對電極的氧化還原物質(鐵氰化鉀)的配置，測定響應電流和靈敏度差。同時作為比較例3，製作了3種傳感器(2-7～2-9)，在每個傳感器中改變相對於工作電極或對電極的氧化還原物質(鐵氰化鉀)的配置，測定響應電流和靈敏度差。上述各傳感器除了氧化還原物質的配置和電極間距離(1.15mm)以外，與實施例1同樣製作。響應電流值和靈敏度差的測定也與實施例1同樣進行。以下表示各傳感器的氧化還原物質的配置圖形和上述測定結果。在圖10～圖18中，圖A為表示氧化還原物質的配置圖形的圖，圖B為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(A)隨時間變化的圖，圖C為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
(2-1)如圖10A所示，該例的傳感器中，將氧化還原物質13按照從對電極12溢出的方式配置，在對電極12表面上和上述兩電極間的對電極側的一部分上存在氧化還原物質13。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖10B和圖10C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確且良好地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-2)如圖11A所示，該例的傳感器中，僅將氧化還原物質13配置於對電極12的表面上。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖11B和圖11C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確且良好地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-3)如圖12A所示，該例的傳感器中，將氧化還原物質13按照從對電極12溢出的方式配置，在對電極12表面上和上述兩電極間之間存在氧化還原物質。在工作電極11上不存在氧化還原物質。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖12B和圖12C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-4)如圖13A所示，該例的傳感器中，代替工作電極11和對電極12的配置，在被導入的血流的上流側上形成配置了氧化還原物質13的對電極12，在下流側上形成未配置氧化還原物質13的工作電極11。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖13B和圖13C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流，但與上述(2-1)、(2-2)和(2-3)的例子相比，靈敏度差減少若干。
(2-5)
如圖14A所示，該例的傳感器中，將氧化還原物質13按照從對電極12溢出的方式配置，在對電極12表面的一部分上和上述兩電極間的一部分上存在氧化還原物質。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖14B和圖14C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，在剛施加電壓之後的1秒鐘(圖中3～4秒之間)，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-6)如圖15A所示，該例的傳感器中，將氧化還原物質13按照從對電極12溢出的方式配置，在對電極12表面的一部分上存在氧化還原物質。在上述兩電極間不存在氧化還原物質。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖15B和圖15C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，在剛施加電壓之後的1秒鐘(圖中3～4秒之間)，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-7)如圖16A所示，該比較例的傳感器中，將氧化還原物質13配置在工作電極11、對電極12和整個上述兩電極上。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖16B和圖16C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，不能明確地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-8)如圖17A所示，該比較例的傳感器中，將氧化還原物質13配置於工作電極11、對電極12和上述兩電極的一部分上。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖17B和圖17C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，不能明確地檢測反映Hct值的響應電流。
(2-9)如圖18A所示，在該比較例的傳感器中不配置氧化還原物質。測定流至該傳感器上述兩電極的電流，將結果示於圖18B和圖18C的圖中。如上述兩圖所示，通過該傳感器，不能檢測反映Hct值的響應電流。
實施例3本實施例中，將施加電壓在0.5～6.5V的範圍內變化，測定傳感器的響應電流和靈敏度差。上述傳感器與實施例1同樣製作。另外，響應電流值和靈敏度差的測定也與實施例1同樣進行。該測定結果示於圖19～圖31的各圖中。在圖19～圖31中，圖A為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(A)隨時間變化的圖，圖B為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。
如圖19所示，即使是0.5V的施加電壓，也能夠檢測反映Hct值的響應電流，但如果施加1～6.5V，則如圖20～圖31所示，能夠更加明確地檢測響應電流，最優選的是如圖20～圖24所示的施加1～3V的情況。如果施加5V或以上，則隨著時間的經過波形紊亂，但只要是在剛施加後的短時間內，就能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。本實施例是在一定條件下變化施加電壓來檢測以Hct值為基礎的電流，但本發明不限定於此，即使施加電壓不在本實施例所示範圍內，通過適當設定電極間距離、氧化還原物質的種類和量等其它條件，也能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。
實施例4製作圖1、2和3所示構成的傳感器。在上述傳感器中，上述工作電極11被CMC覆蓋。另一方面，將鐵氰化鉀(量為60mM)、牛磺酸(80mM)溶解於CMC水溶液(0.1wt％)來製備試劑液，將該試劑液滴加在上述對電極12上，之後乾燥。上述兩電極間的最近距離為1.0mm或以上。另外，準備將Hct值調整至25、45和65的3種血液試樣。對這3個血液試樣利用上述傳感器，對工作電極施加-2.5V作為施加電壓，在施加時間為3秒的條件下，測定流至傳感器上述兩電極的電流，將其結果示於圖32A和圖32B的圖中。圖32A為表示相對於施加電壓(V)的響應電流值(A)隨時間變化的圖、圖32B為相對於施加電壓(V)的靈敏度差(％)隨時間變化的圖。如上述兩圖所示，根據該傳感器，其靈敏度差不依賴於電壓施加時間，能夠明確地檢測反映Hct值的響應電流。即使在兩電極上沒有CMC之類的高分子材料時，也能夠檢測。
如上所述，本發明的Hct值的測定方法及該方法中使用的傳感器和測定裝置能夠以電化學的方式、以高精度和高可靠性、且簡單地測定Hct值。因此，本發明的測定方法及傳感器和測定裝置可用於血液的Hct值的測定，並適於在使用葡萄糖等血液成分的傳感器的電化學測定中利用Hct值進行校正。
權利要求
1.一種血液的血細胞比容(Hct)值的電化學測定方法，該方法包含準備含有工作電極和對電極的電極系統，在所述兩個電極中的工作電極上不配置氧化還原物質，而在對電極上配置氧化還原物質；將血液導入至所述電極系統，在該狀態下對所述電極系統施加電壓，由此檢測流至所述電極間的氧化電流或還原電流，並從該電流值來測定Hct值。
2.如權利要求1所述的方法，其中所述氧化還原物質含有氧化狀態和還原狀態中至少一種的氧化還原物質。
3.如權利要求1所述的方法，其中所述氧化還原物質為鐵氰化物。
4.如權利要求3所述的方法，其中所述鐵氰化物為鐵氰化鉀。
5.如權利要求1所述的方法，其中所述氧化還原物質為亞鐵氰化物。
6.如權利要求5所述的方法，其中所述亞鐵氰化物為亞鐵氰化鉀。
7.如權利要求1所述的方法，其中未配置所述氧化還原物質的所述工作電極被高分子材料覆蓋。
8.如權利要求7所述的方法，其中所述高分子材料為羧甲基纖維素。
9.如權利要求1所述的方法，其中所述施加電壓大於等於水電解的電壓。
10.如權利要求1所述的方法，其中所述施加電壓為1～10V。
11.如權利要求1所述的方法，其中所述施加電壓為1～6.5V。
12.如權利要求5所述的方法，其中所述施加電壓為以所述對電極為基準，對工作電極施加的負的電壓。
13.一種用於以電化學的方式測定血液的血細胞比容(Hct)值的傳感器，其具有含有工作電極和對電極的電極系統，在所述兩個電極中的工作電極上未配置氧化還原物質，而在對電極上配置氧化還原物質；將所述血液導入至所述電極系統，在該狀態下對所述電極系統施加電壓，由此檢測流至電極間的氧化電流或還原電流的電流值。
14.如權利要求13所述的傳感器，其中所述工作電極和所述對電極在同一絕緣基材上互相間隔並配置於同一平面內。
15.如權利要求13所述的傳感器，所述傳感器具有用於導入血液的流路，在從所述流路的一端被供給的血流的上流側上配置有所述工作電極，在下流側上配置有所述對電極。
16.如權利要求13所述的傳感器，其中所述氧化還原物質含有氧化狀態和還原狀態中至少一種的氧化還原物質。
17.如權利要求13所述的傳感器，其中所述氧化還原物質為鐵氰化物。
18.如權利要求17所述的傳感器，其中所述鐵氰化物為鐵氰化鉀。
19.如權利要求13所述的傳感器，其中所述氧化還原物質為亞鐵氰化物。
20.如權利要求19所述的傳感器，其中所述亞鐵氰化物為亞鐵氰化鉀。
21.如權利要求13所述的傳感器，其中未配置所述氧化還原物質的所述工作電極被高分子材料覆蓋。
22.如權利要求21所述的傳感器，其中所述高分子材料為羧甲基纖維素。
23.如權利要求13所述的傳感器，其中所述施加電壓大於等於水電解的電壓。
24.如權利要求13所述的傳感器，其中所述施加電壓為1～10V。
25.如權利要求13所述的傳感器，其中所述施加電壓為1～6.5V。
26.如權利要求19所述的傳感器，其中所述施加電壓為以所述對電極為基準，對工作電極施加的負的電壓。
27.如權利要求13所述的傳感器，該傳感器具有絕緣基板，在所述絕緣基板上形成所述電極系統和用於將所述血液導入至該電極系統的流路，所述流路的一端與所述電極系統連通，所述流路的另一端朝向傳感器的外部開口，該部分成為血液供給口。
28.如權利要求27所述的傳感器，該傳感器進一步具有隔板和蓋子，在所述絕緣基板上隔著所述隔板配置所述蓋子。
29.如權利要求13所述的傳感器，其中所述電極系統上進一步配置有晶體均化劑。
30.一種Hct值的測定裝置，其具有保持權利要求13所述傳感器的保持機構、對所述傳感器的電極系統施加一定電壓的施加機構以及檢測所述傳感器電極系統的氧化電流或還原電流的檢測機構。
31.如權利要求30所述的裝置，其中由所述施加機構所施加的電壓為大於等於水電解值的電壓，並具有從由所述檢測機構所檢測的電流值來計算Hct值的計算機構。
全文摘要
本發明提供測定精度和可靠性優異的Hct值的測定方法和該方法中使用的傳感器，所述測定方法是使用傳感器以電化學的方式測定血液的血細胞比容(Hct)值。以電化學的方式測定血液的血細胞比容(Hct)值的方法包含準備含有工作電極(11)和對電極(12)的電極系統，在上述兩個電極中的工作電極(11)上不配置氧化還原物質，而在對電極(12)上配置氧化還原物質；將血液導入至上述電極系統，在該狀態下對上述電極系統施加電壓，由此檢測流至上述工作電極(11)和對電極(12)之間的電流，從該電流值測定Hct值。
文檔編號G01N33/49GK1886652SQ20048003558
公開日2006年12月27日 申請日期2004年12月3日 優先權日2003年12月4日
發明者藤原雅樹, 新野鐵平, 池田信 申請人:松下電器產業株式會社