专利名称：血样的血细胞比容值的测定方法、血样中的分析物的浓度的测定方法、传感器芯片以及传 ...的制作方法
技术领域：
本发明涉及血样的血细胞比容(Hct)值的测定方法、血样中的分析 物的浓度的测定方法、适于对它们进行测定的传感芯片以及传感器单元。
背景技术：
为了测定血样中的分析物的浓度，例如测定血中葡萄糖浓度(血糖 值)，而使用传感器芯片。
传感器芯片用于在分析物参与的酶循环反应之后，测定在血样中流过 的电流量，根据该电流量计算分析物的浓度。该电流量除了分析物浓度之 外，也基于血样的Hct值发生变化。血样的Hct值与提供该血样的动物的 健康状态相对应而发生变动。人的标准Hct值在成年男子时为39 50%， 在成年女子时为36 45%。就血样的Hct值而言，由于可以准确地确定 该血样中的分析物浓度，还因为还可以了解该血样的性状，例如了解血液 的黏稠度以及贫血，所以优选作为传感器芯片的测定对象。
在特表平8 — 500190号公报、特表2003 — 501627号公报、国际公开 第2005/054839号公开文本以及国际公开第2005/054840号公开文本中， 公开了用于测定血样的Hct值的传感器芯片。这些公知的传感器芯片包括 含有作用极和对极的电极系、以及在作用极和对极之间用于保持血样的流 路(血样保持部)。
在特表平8 — 500190号公报以及特表2003—501627号公报中记载的 传感器芯片具有以能在血样中洗脱的状态配置在血样保持部的电子介体 (mediator)。电子介体通过血样向血样保持部的导入而在作用极以及对极 上附着，有助于电子在血样和各电极的界面上的移动。就这些传感器芯片 而言，通过测定伴随着在各电极上附着的电子介体的氧化还原反应在血样中流过的电流量，由此确定血样的Hct值。
就在国际公开第2005/054839号公开文本以及国际公开第 2005/054840号公开文本中记载的传感器芯片而言，仅在用于实施Hct值 测定的包含作用极以及对极的电极系中的对极上配置有电子介体。就该传 感器芯片而言，通过血样向血样保持部的导入，不含电子介体的纯血样接 触在作用极上。就该传感器芯片而言，由于血样中的血液成分例如抗坏血 酸、尿酸和水的氧化还原反应，电子在血样和作用极的界面移动。在对极 上配置的电子介体有助于电子在血样和对极的界面的移动。
就在特表平8—500190号公报以及特表2003 — 501627号公报中记载 的传感器芯片而言，相对于血样的Hct值的变动率，于测定Hct值时在血 样中流过的电流(氧化还原电流)的量的变动率小，不具有充分的检测灵 敏度。例如，即便血样的Hct值变动20%，氧化还原电流的振幅也仅变 动8%。就在国际公开第2005/054839号公开文本以及国际公开第 2005/054840号公开文本中记载的传感器芯片而言，如果降低测定Hct值 时施加到作用极和对极之间的电压(Hct值测定电压)，氧化还原电流的 振幅波动加剧，无法稳定地测定血样的Hct值。
发明内容
本发明的目的在于，提供即便降低Hct值测定电压也能以足够的检测 灵敏度稳定地测定血样的Hct值的血样的Hct值测定方法、血样中的分析 物浓度的测定方法、适于它们的测定的传感器芯片以及传感器单元。
通常，易电解氧化性的金属例如银、铜以及镍不适合用作传感器芯片 的作用极的材料。这是因为，通过向传感器芯片的电极系施加电压，作用 极容易被氧化，反映分析物的浓度的电流量的准确测定变得困难。本发明 人着眼于如果勉强用易电解氧化性的金属构成传感器芯片的作用极，当以 作用极为正极、以对极为负极向两电极之间施加电压时，会发生由易电解 氧化性的金属的氧化引起的氧化电流，发现通过仅在对极侧配置氧化还原 物质的氧化剂，作用极中的易电解氧化性的金属的氧化反应难以决定反应 速度，该氧化电流变得稳定，根据该发现完成了本发明。
本发明提供血样的Hct值的测定方法，该方法是以氧化还原物质的氧化剂接触对极且不实质接触作用极的状态向接触血样的上述作用极和上 述对极之间施加电压，检测出在上述作用极和上述对极之间流过的电流，
根据上述电流算出上述血样的Hct值，而对血样的Hct值进行电化学测定，
其中，上述作用极的至少一部分表面且接触上述血样的表面，由含有易电 解氧化性的金属的材料构成，通过向上述作用极和上述对极之间施加的电 压，引起上述易电解氧化性的金属的氧化和上述氧化剂的还原，测定与该 氧化以及还原相伴随的电流。
本发明从其他侧面出发提供一种血样中的分析物的浓度的测定方法， 其是具有如下所示的工序来对血样中的分析物浓度进行电化学测定的方 法，所述工序包括对反映血样的Hct值的电流A进行电化学检测而得 到作为上述电流A或上述电流A的换算值的与上述Hct值对应的数据A 的工序；在氧化还原物质的存在下通过以上述分析物为基质的氧化还原酶
对上述血样中的分析物进行氧化或还原，对和上述分析物的上述氧化或还
原相伴随的电流B进行电化学检测，得到作为上述电流B或上述电流B 的换算值的数据B的工序；和根据使用上述数据A修正上述数据B得到
的数据C，来确定上述血样中的上述分析物的浓度的工序；在所述的血样
中的分析物的浓度的测定方法中，作为上述电流A，以氧化还原物质的氧
化剂接触对极且不实质接触作用极的至少一部分表面的状态，向接触血样 的上述作用极和上述对极之间施加电压，引起构成上述作用极的上述至少 一部分表面的易电解氧化性的金属的氧化和上述氧化剂的还原，检测出随 着该氧化以及还原在上述作用极和上述对极之间流过的电流。
本发明从其他侧面出发提供一种传感器芯片，其含有用于对反映血样
的Hct值的电流进行电化学检测的Hct分析部，上述Hct值分析部具有
作用极以及对极、用于以接触上述作用极以及上述对极的方式保持血样的
血样保持部、和用于将上述血样导入到上述血样保持部的血样导入口；上
述作用极的面向上述血样保持部的表面的至少一部分由含有易电解氧化 性的金属的材料构成，接触上述对极的面向上述血样保持部的表面，或者 接近上述对极的上述表面，来配置氧化还原物质的氧化剂。本发明从其他
侧面出发提供一种传感器芯片，其含有用于对反映血样的Hct值的电流进 行电化学检测的Hct分析部，上述Hct值分析部具有作用极以及对极、用于以接触上述作用极以及上述对极的方式保持血样的血样保持部、和用 于将上述血样导入到上述血样保持部的血样导入口；上述血样保持部具 有与上述血样导入口连通的导入部、和从上述导入部分支的第一分支部 以及第二分支部，上述第一分支部面向上述对极，上述第二分支部面向上 述作用极；上述作用极的面向上述第二分支部的表面的至少一部分由含有
易电解氧化性的金属的材料构成，接触上述对极的面向上述第一分支部的 表面，或者与上述对极的上述表面分开，在上述第一分支部配置有氧化还 原物质的氧化剂。
进而，本发明从其他侧面出发提供一种传感器单元，其具有上述传感 器芯片、和包括用于向上述作用极和上述对极之间施加规定电压的电压施
加电路的传感器主体；上述传感器芯片相对于上述传感器主体装卸自由， 且可以在上述传感器芯片安装于上述传感器主体上的状态下从上述电压 施加电路向上述作用极和上述对极之间施加上述规定的电压，上述规定的 电压是在将上述作用极示为正极、将上述对极示为负极时大小为3.0V以
下的电压。
通过本发明，即使降低Hct值测定电压，也能够以足够的检测灵敏度 稳定测定血样的Hct值。
图1是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的一例的分解立体图。
图2是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的一例的俯视图。
图3是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的分解立体图。
图4是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。 图5是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的分解立体图。
图6是表示本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的俯视图。 图7是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例的 曲线图。
图8是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图9是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例
子的曲线图。
图IO是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图11是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他
例子的曲线图。
图12是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图13是表示基于实施例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图14是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例
的曲线图。
图15是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图16是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图H是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图18是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图19是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图20是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图21是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图22是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图23是表示基于实施例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图24是表示基于实施例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例
的曲线图。
图25是表示基于实施例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图26是表示基于实施例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图27是表示基于实施例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图28是表示基于实施例3的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图29是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例
的曲线图。
图30是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图31是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图32是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图33是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图34是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图35是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图36是表示基于实施例4的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图37是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例 的曲线图。
图38是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他例子的曲线图。
图39是表示基于比较例1的传感器芯片的Hct值的测定结果的其他 例子的曲线图。
图40是表示基于比较例2的传感器芯片的Hct值的测定结果的一例 的曲线图。
图41是表示本发明的Hct值测定用传感器单元的一例的立体图。 图42是表示本发明的Hct值测定用传感器单元的电路构成的一例的图。
图43是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的一例的分解立 体图。
图44是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的一例的俯视图。
图45是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的分 解立体图。
图46是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的俯 视图。
图47是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的分 解立体图。
图48是表示本发明的分析物浓度测定用传感器芯片的其他例子的俯 视图。
图49是表示本发明的分析物浓度测定用传感器单元的电路构成的一 例的图。
具体实施例方式
在本发明的Hct值的测定中，按照氧化还原物质的氧化剂接触对极且 实质上不接触作用极的方式，控制氧化剂和电极的接触图案(pattern)。
关于氧化还原物质的氧化剂接触对极的状态，可以是例如含有氧化剂 的血样接触电极的状态，还可以是例如氧化剂配置在对极上的状态。如此 在测定Hct值时，氧化剂可以在溶解于血样的状态下接触电极，也可以作 为固体接触电极。氧化剂是当将作用极示为正极、将对极示为负极时，在施加大小为 3.0V以下的电压的情况下，在对极发生电化学还原的物质。作为氧化剂， 可以举出铁氰化物、对苯醌、对苯醌衍生物、氧化型吩嗪硫酸甲酯、亚甲 蓝、二茂基铁离子、以及二茂基铁离子衍生物等可逆性电子活性化合物的 氧化剂。优选的氧化剂是铁氰化物。优选的铁氰化物是铁氰化钾。
在测定Hct值时，关于和对极接触的氧化剂的量如下述进行控制即 可例如使接触对极的血样中含有0.1 1000mM、进而1 500mM、根据 情况的10 200mM的氧化剂。
其中，在测定Hct值时，不限制原本在血样(例如人血)中含有的氧 化还原物质的氧化剂接触作用极。换言之，在本说明书中，关于原本在血 样中含有的氧化还原物质接触电极(作用极以及对极)的状态，按照氧化 还原物质实质上不接触电极的状态处理。另外，在本说明书中，关于含有 的氧化还原物质的量为原本在人血中含有的程度的量的血样，按照实质上 不含氧化还原物质处理。
作用极的至少一部分表面由含有易电解氧化性的金属的材料构成，该 至少一部分表面在测定Hct值时和血样接触。易电解氧化性的金属例如是 以从银、铜以及镍中选择的至少一种金属为代表的、标准电极电位 (Vvs.SHE)为银的标准电极电位(0.799V vs. SHE)以下的金属。作用 极的上述至少一部分表面可以使用一种或多种易电解氧化性的金属形成， 还可以使用混合了易电解氧化性的金属以外的导电性材料和易电解氧化 性的金属的材料而形成。
作为对极的表面且在测定Hct值时接触血样的表面，例如可以由钯、 铂、金、银、钛、铜、镍、碳等公知的导电性材料构成。另夕卜，例如可以 在对极的电极芯体上形成高分子膜，将该高分子膜的表面作为对极的上述 表面。作为高分子膜的材料，例如可以举出羧甲基纤维素、羟乙基纤维素、 羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、羧乙基纤 维素、聚乙烯基醇、聚乙烯基吡咯烷酮以及被称为多熔素的聚氨基酸、聚 苯乙烯磺酸、明胶及其衍生物、聚丙烯酸及其盐、聚甲基丙烯酸及其盐、 淀粉及其衍生物、马来酸酐聚合物及其盐、琼脂糖凝胶及其衍生物。这些 化合物可以单独使用，还可以并用两种以上。对作用极以及对极的形状、尺寸没有特别限定。另外，对在绝缘基板 上的作用极以及对极的配置图案也没有特别限定，但当使作用极以及对极
之间的最邻近距离为0.05mm以上、进而0.1mm以上、根据情况的0.5mm 以上时，稳定测定血样的Hct值变得容易。对该最邻近距离的上限没有特 别限定。
在测定Hct值时，施加给作用极和对极的电压(Hct值测定电压)是 在将作用极示为正极、对极示为负极时大小为3.0V以下的电压。通过本 发明，即便使Hct值测定电压降低至在将作用极示为正极、对极示为负极 时大小为3.0V以下的范围，进而降低至l.OV以下，作用极中含有的易电 解氧化性的金属的氧化和与对极接触的上述氧化剂的还原相千预，可以自 开始施加电压后马上稳定地检测由此流过的电流。其理由尚不确定，但考 虑其原因在于，在测定Hct值时，仅仅因为构成作用极的至少一部分表面 的易电解氧化性的金属的溶解反应而发生氧化电流，以及在该表面缓慢形 成氧化膜。
施加Hct值测定电压的时间例如为0.001 60秒，优选0.01 10秒， 更优选为0.01 5秒，进一步优选为0.01 3秒。Hct值测定电压在将作 用极示为正极、对极示为负极时例如为0.75V以下、0.5V以下、0.25V以 下、0.15V以下、O.IV以下。关于Hct值测定电压的下限，只要发生作用 极中的易电解氧化性的金属的氧化以及对极中的氧化剂的还原，就没有特 别限制，但当与上述一样表示时，优选超过0V，是作用极的电位成为正 值的电压。
血样的Hct值根据通过Hct值测定电压的施加而在作用极和对极之间 流过的上述电流而算出。Hct值例如可以参照表示自Hct值测定电压开始 施加至规定时间后的上述电流的量和Hct值之间的关系的检量线或检量 线表而算出。
在上述中说明的Hct值，可以使用作为本发明的传感器芯片的一例的 Hct值测定用传感器芯片进行测定。
Hct值测定用传感器芯片具有用于对反映血样的Hct值的电流进行电 化学检测的Hct值分析部。Hct值分析部具有含有作用极以及对极的电 极系、和用于以接触作用极以及对极的方式保持血样的血样保持部。血样保持部和用于将血样导入到其内部血样导入口连通。
作用极以及对极的至少一部分，按照当将血样导入到血样保持部时与 血样相接触的方式面向血样保持部。
面向血样保持部的作用极的表面，其至少一部分例如由含有以银为代 表的易电解氧化性的金属的材料构成。该至少一部分表面，例如可以是使 用含有易电解氧化性的金属的材料形成的电极芯体的表面，另外，例如还 可以是使用易电解氧化性的金属以外的导电性材料形成电极芯体而后在 该电极芯体上形成的含有易电解氧化性的金属的导电膜的表面。另外，就 该至少一部分表面而言，可以在使用含有易电解氧化性的金属的材料形成 的电极芯体的表面形成高分子膜，由该高分子膜的表面构成，而代替由含 有易电解氧化性的金属的材料构成。高分子膜可以采用与能配置在对极的 电极芯体上的高分子膜的材料相同的材料。
面向血样保持部的对极的表面，可以是使用公知的导电性材料形成的 电极芯体的表面，还可以是在电极芯体上形成的上述高分子膜的表面。
作用极以及对极的电极芯体例如可以通过丝网印刷法、溅射法以及蒸 镀法形成。高分子膜例如可以通过在电极芯体上涂布用于形成该膜的高分 子材料的溶液并使其干燥而形成。对作用极或对极的形状、尺寸、在绝缘 基板上的配置图案没有特别限定，但当将作用极和对极之间的最邻近距离 设定成上述例示的范围时，稳定测定血样的Hct值变得容易。
在Hct值分析部中，为了在将血样导入到血样保持部并向作用极和对
极之间施加电压时，形成氧化还原物质的氧化剂接触对极且不实质接触作 用极、血样接触对极以及作用极的状态，设定含有氧化剂的试剂的配置图 案、血样保持部的形状、以及对极和作用极之间的配置图案。例如，关于 从血样导入口导入到血样保持部的血样的血样流，作用极与对极相比被配 置在上游侧，接触对极的面向血样保持部的表面，或者接近该表面，配置 含有氧化还原物质的氧化剂的试剂。试剂优选配置在对极的表面上或者按 照接触表面的方式配置，但也可以不接触对极表面和作用极表面而配置在
对极和作用极之间。关于本发明的Hct值测定方法，如上所示，以施加 Hct值测定电压时在对极的表面上存在氧化剂的状态实施。为此，关于试 剂的组成，在将试剂配置在对极表面上或者按照接触对极表面的方式配置试剂的情况下，优选设定成在导入血样时该试剂难以流动；在不以接触对 极表面的状态配置试剂的情况下，优选设定成在导入血样时该试剂容易流 动。关于含有氧化剂的试剂的配置，例如可以是在规定的部位滴下或涂布 将氧化剂溶解或分散于水或公知的缓冲液中而制备的试剂液，然后使其干 燥，由此来进行配置。
血样保持部具有与血样导入口连通的导入部、和从导入部分支的第 一分支部以及第二分支部，在第一分支部面向对极、第二分支部面向作用 极的情况下，可以接触对极的面向第一分支部的表面，或与对极的该表面 分离，而在第一分支部上配置试剂。
含有氧化剂的试剂，还可以含有例如牛磺酸、甘氨酸、丝氨酸、脯氨 酸、苏氨酸以及赖氨酸等氨基酸(晶体均化剂)，羧甲基纤维素、羟乙基 纤维素、羟丙基纤维素、甲基纤维素、乙基纤维素、乙基羟乙基纤维素、 羧乙基纤维素、聚乙烯基醇、聚乙烯基吡咯垸酮以及被称为多熔素的聚氨 基酸，聚苯乙烯磺酸，明胶及其衍生物，聚丙烯酸及其盐，聚甲基丙烯酸 及其盐，淀粉及其衍生物，马来酸酐聚合物及其盐，琼脂糖凝胶。关于在
Hct值分析部配置的氧化剂的量，可以按照使测定Hct值时接触对极的氧 化剂的量例如为0.1 1000mM、进而1 500mM、根据情况的10 200mM
的方式进行设定。
血样保持部的形状以及容积，优选按照可以通过毛细管现象将血样导 入到其内部的方式进行设定。
图1 6是用于说明Hct值测定用传感器芯片中含有氧化剂的试剂的 配置图案、血样保持部的形状、以及对极和作用极的相对的配置图案的具 体例子的图。
< Hct值测定用传感器芯片A>
图1是Hct值测定用传感器芯片A的分解立体图，图2是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片A100a，隔着形成有矩形的缺损部104 的隔离物102且残留绝缘基板101的一个端部(图中为右侧端部)，在绝 缘基板101上配置有罩103。各构件101、 102、 103例如通过粘接或热熔 敷被一体化。隔离物102的缺损部104在各构件的一体化之后成为血样保 持部14。血样保持部14沿着芯片100a的长边伸长，在隔离物102的一个端部(图中为左侧端部)与外部连通。换言之，血样保持部14和在芯
片100a的外部开口的血样导入口 16连通。罩103在和血样保持部14的 与外部连通的一端的相反端对应的部分具有排气口 15。作用极ll以及对 极12，按照作用极11的一部分(部分31)和对极12的一部分(部分32) 面向血样保持部14且与部分31和部分32相比更接近血样导入口 16的方 式，被配置在绝缘基板101上。作用极11以及对极12分别与导线(未图 示)连结。关于导线的一端，按照能够向作用极和对极之间施加电压的方 式，在未被隔离物102以及罩103覆盖的绝缘基板101的端部，向芯片 100a的外部露出。
就作用极11的部分31的表面而言，其至少一部分由含有银、铜以及 镍等的易电解氧化性的金属的材料构成。构成对极12的部分32的表面的 材料如上所述没有特别限定。
含有氧化还原物质的氧化剂的试剂13，接触对极12的部分32而配 置。试剂13可以是难溶于血样的状态，也可以是容易溶于血样的状态。 在血样保持部14中试剂13不与作用极11的部分31接触配置，在容易溶 于血样的状态下没有比部分31更靠近血样导入口 16来配置。
试剂13优选在血样保持部14仅接触对极的部分42而配置。若这样 配置试剂，在测定Hct值时，能将实质上不含有氧化还原物质的氧化剂的 纯血样绝大部分配置在作用极和对极之间，能提高Hct值的检测灵敏度。
就绝缘基板、隔离物以及罩的材料而言，只要使用随着它们的一体化 作用极和对极不会短路的材料，就没有特别限制。作为该材料，可以例示 聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)、聚 乙烯(PE)、聚丙烯(PP)、聚苯乙烯(PS)、聚氯乙烯(PVC)、聚 甲醛(POM)、单体铸塑尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二醇酯(PBT)、 甲基丙烯酸树脂(PMMA) 、 ABS树月旨(ABS)、玻璃。
就本发明的Hct值测定用传感器芯片而言，只要在将血样导入到血样 保持部并向作用极和对极施加电压时，形成源自配置在传感器芯片内的试 剂的氧化剂实质上不接触作用极而是接触对极且血样接触对极以及作用 极的状态，可以对血样保持部的形状、含有氧化剂的试剂的配置图案的设 定、以及对极和作用极的相互间配置图案的设定进行变更。对本发明的Hct值测定用传感器芯片的其他例子的结构进行说明。
<Hct值测定用传感器芯片B>
图3是Hct值测定用传感器芯片B的分解立体图，图4是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片B100b，在血样保持部14，与对极12 的部分32分离且比部分32更接近血样导入口 16，且在作用极11的部分 31和对极12的部分32之间，以易溶于血样的状态配置试剂13，除此之 外，与Hct值测定用传感器芯片A的结构相同。
〈Hct值测定用传感器芯片C>
图5是Hct值测定用传感器芯片C的分解立体图，图6是其俯视图。 如图所示，Hct值测定用传感器芯片C100c，隔着形成有T字形的缺损部 204的隔离物202且残留绝缘基板201的一个端部(图中为右侧端部)， 在绝缘基板201上配置有罩203。各构件201、 202、 203例如通过粘接或 热熔敷被一体化。隔离物202的缺损部204在各构件的一体化之后成为血 样保持部24。血样保持部24由沿着芯片100c的长边伸长的导入部27、 从导入部27分别分支并沿着100c的短边伸长的两个分支部28a、 28b构 成。在隔离物202的一个端部(图中为左侧的端部)，导入部27与外部 连通。换言之，血样保持部24和在芯片100c的外部开口的血样导入口 26连通。罩203在和分支部28a、 28b的前端对应的部分分别具有排气口 25。作用极21以及对极22，按照作用极21的一部分(部分41)和对极 22的一部分(部分42)分别面向不同的分支部28a、 28b的方式被配置在 绝缘基板201上。作用极21以及对极22分别与导线(未图示)连接。关 于导线的一端，按照能够向作用极和对极之间施加电压的方式，在未被隔 离物202以及罩203覆盖的绝缘基板201的端部，向芯片100c的外部露 出。
就作用极21的部分41的表面而言，其至少一部分由含有银、铜以及 镍等的易电解氧化性的金属的材料构成。构成对极22的部分42的表面的 材料如上所述没有特别限定。
含有氧化还原物质的氧化剂的试剂23，接触对极22的部分42而配 置。试剂23可以是难溶于血样的状态，也可以是容易溶于血样的状态。
试剂23不接触作用极21的部分41而配置，另外，在易溶于血样的状态，在导入部27以及分支部28a没有比作用极21的部分41更接近导 入部27而配置。其中，试剂23优选在血样保持部24仅接触对极的部分 42而配置，但在分支部28b，可以以易溶于血样的状态，和对极22的部 分42分离且比部分42更接近导入部27配置。
通过Hct值测定用传感器芯片进行的血样的Hct值测定，例如可以使 用作为本发明的传感器单元的一例的Hct值测定用传感器单元来进行。
Hct值测定用传感器单元具有Hct值测定用传感器芯片、和能够以 自由装卸的方式安装该传感器芯片的传感器主体。传感器主体具有能够以 安装有传感器芯片的状态向传感器芯片的作用极和对极之间施加规定的 电压的电压施加电路。
电压施加电路在将作用极示为正极、对极示为负极时向两电极之间施 加大小为3.0V以下的电压。施加的电压例如可以为1.0V以下、0.75V以 下、0.5V以下、0.25V以下、0.15V以下、0.1V以下。关于电压的下限， 只要会发生作用极中的易电解氧化性的金属的氧化以及对极中的氧化剂 的还原，就没有特别限制，但在与上述一样表示时，可以为OV以上。
图41是表示Hct值测定用传感器单元的一例的图。该Hct值测定用 传感器单元126具有扁平六面体状的传感器主体123和Hct值测定用传 感器芯片121。在传感器主体123的侧壁面形成有矩形孔的安装口 125。 传感器芯片121以自由装卸的状态安装在安装口 125中而与传感器主体 123连接。在传感器主体123的一个主面的大致中央部，配置有用于显示 Hct值的测定结果的显示部124。
图42是表示Hct值测定用传感器单元126中用于测定Hct值的电路 构成的一例的图。传感器主体123具有用于向传感器芯片121的作用极 ll和对极12之间施加规定电压的电压施加电路110、和相当于显示部124 的液晶显示装置(LCD) 115。电压施加电路110具有两个连接器llla 以及lllb、电流/电压变换电路.112、 A/D变换电路113、中央运算装置 (CPU) 114以及基准电压源116。各要素llla、 lllb、 112、 113、 114、 115、 116之间如图42的实线所示电连接。
关于使用了传感器单元126的血样的Hct值测定，例如如下所示进行。 首先，从传感器芯片121的血样导入口 122向传感器芯片121的血样保持部14导入血样。然后，根据CPU114的指令，从电流/电压变换电路112 以及基准电压源116向作用极11和对极12之间施加上述规定的Hct值测 定电压。Hct值测定电压的施加时间例如在0.001 60秒、优选0.01 10 秒、更优选0.01 5秒、进一步优选0.01 3秒的范围内进行调整。随着 Hct值测定电压的施加在作用极11和对极12之间流过的电流的值，在被 电流/电压变换电路112变换成电压值之后，通过A/D变换电路113变换 成数字值，输入到CPU114。在CPU114中，根据该数字值算出Hct值。 Hct值的算出例如参照表示自Hct值测定电压的开始施加至规定时间后的 上述电流的量和血样的Hct值之间的关系的检量线或检量线表而算出。算 出的结果在LCD115中以图像显示。
通过本发明的血样的Hct值的测定方法，可以提高血样中的分析物浓 度的测定精度。血样中的分析物浓度根据数据C来确定，所述数据C是 通过和血样的Hct值相对应的数据A对血样中的分析物临时测定数据(数 据B)进行修正而得到的。
和血样的Hct值相对应的数据A使用本发明的血样的Hct值的测定方 法得到。该数据A可以是将在Hct值测定用的作用极以及对极(修正用 作用极以及修正用对极)之间流过的反映血样的Hct值的电流A换算成 Hct值得到的值，也可以是将该电流A换算成与Hct值不同的参数值得到 的值，还可以是该电流A本身。关于电流A向Hct值的换算，例如参照 表示自Hct值测定电压的开始施加至规定时间后的电流A和Hct值之间的 关系的检量线或检量线表来进行。
为了得到数据B，检测电流B。该电流B是指当在血样中使血样中的 分析物和以该分析物为基质的氧化还原酶反应一定时间之后，向接触该血 样的作用极(临时测定用作用极)和对极(临时测定用对极)之间施加电 压(临时测定电压)，由此在两电极之间流过的电流。数据B可以是例 如将电流B换算成分析物的临时测定浓度得到的值，还可以是例如将电 流B换算成和上述的临时测定浓度不同的参数值得到的值，还可以是例 如电流B本身。关于电流B向临时测定浓度的换算，例如参照表示自临 时测定电压的开始施加至规定时间后的电流B和临时测定浓度之间的关 系的检量线或检量线表来进行。电流B是以氧化还原物质例如由铁氰化物代表的可逆性电子活性物 质为媒介检测出酶反应和电极反应之间的电子的移动。氧化还原物质在接 触临时测定用作用极以及临时测定用对极的血样中可以含有例如0.1
1000mM的范围。在检测电流B时，氧化还原酶以及氧化还原物质可以是 例如通过含有它们的血样接触临时测定用对极以及临时测定用作用极来 接触两个电极的状态，还可以是例如直接配置在两个电极上的状态，还可 以是例如埋入两个电极的表面的状态。由此，关于氧化还原酶以及氧化还 原物质，在检测电流B时，它们可以以溶于血样的状态接触电极，还可 以作为固体接触电极。
作为血样中的分析物，可以举出除了血细胞之外的物质，例如葡萄糖、 白蛋白、乳酸、胆红素以及胆固醇。氧化还原酶使用以成为对象的分析物 为基质的物质。作为氧化还原酶，可以例示葡萄糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶、 乳酸氧化酶、乳酸脱氢酶、胆红素氧化酶以及胆固醇氧化酶。关于和分析 物发生反应的氧化还原酶的量，可以按照使血样中的氧化还原酶的含量例 如为0.01 100单位(U)、进而0.05 10U、根据情况的0.1 5U的方 式进行设定。
分析物和氧化还原酶的反应时间例如可以为0 60秒、进而0.5 30 秒、根据情况的1 10秒。就临时测定电压而言，在将临时测定用作用极 示为正极、将临时测定用对极示为负极时，其大小例如可以为0.05 1V、 进而0.1 0.8V、根据情况的0.2 0.5V。施加临时测定电压的时间例如可 以为0.01 30秒、进而0.1 10秒、根据情况的1 5秒。
临时测定用对极或临时测定用作用极可以与修正用对极或修正用作 用极分开准备，也可以兼用作修正用对极或修正用作用极的一部分或全 部。例如，临时测定用作用极可以兼用作修正用对极。
临时测定用对极以及临时测定用作用极可以具有和上述的修正用对 极相同的构成。对临时测定用对极以及临时测定用作用极的形状或尺寸、 它们的配置图案没有特别限定。
对检测电流A和电流B的顺序没有特别限定，但在例如如上所示将 一个电极兼用作临时测定用作用极以及修正用对极的情况下，在检测各电 流时，应和该一个电极接触的类型的氧化还原物质不足，从防止该电极的氧化还原反应成为决定反应速度的阶段的观点出发，优选在电流B的检 测之后进行电流A的检测。
血样中的分析物浓度如上所述根据用数据A修正数据B后得到的数 据C来确定。得到的数据C的值与数据B相对应。数据C可以是例如血 样中的分析物浓度本身，还可以是例如被修正的电流值。在数据C的值 不是分析物浓度本身的情况下，参照表示该值和血样中的分析物浓度之间 的关系的检量线或检量线表，确定血样的分析物浓度。
在上述中说明的血样中的分析物浓度可以使用作为本发明的传感器 芯片的其他例子的分析物浓度测定用传感器芯片来测定。
分析物浓度测定用传感器芯片具有和Hct值测定用传感器芯片相同 的Hct值分析部。
分析物浓度测定用传感器芯片具有用于对上述的电流B进行电化学 检测的临时测定用分析部。临时测定用分析部可以和Hct值分析部分开形 成，还可以为兼用作Hct值分析部的一部分或全部的构成。例如，可以分 别由Hct值分析部的电极系(电极系A)、血样保持部(血样保持部A) 以及血样导入口 (血样导入口A)，来构成含有临时测定用作用极以及临 时测定用对极的电极系(电极系B)、用于接触临时测定用作用极以及临 时测定用对极并保持血样的血样保持部(血样保持部B)、以及和血样保 持部B连通的血样导入口 (血样导入口B)。
在分开形成临时测定用分析部和Hct值分析部的情况下，例如相对于 将血样导入到传感器芯片的内部时的该血样的血样流，临时测定用分析部 的血样导入口 B和Hct值分析部相比被配置在下游侧，随着血样的导入， 在检测上述的电流A时，可以防止形成氧化还原物质的氧化剂接触修正 用作用极的状态。在使用Hct值分析部的一部分或全部构成临时测定用分 析部的情况下，可以如后所述设定含有氧化剂的试剂的配置图案、血样保 持部的形状、以及各电极系的配置图案。其中，在使用电极系A的至少 一部分构成电极系B的情况下，如上所述， 一个电极可以兼用作临时测 定用作用极以及修正用对极。
临时测定用作用极以及临时测定用对极的至少一部分，按照当将血样 导入到血样保持部B中时接触血样的方式面向血样保持部B。在临时测定用分析部可以配置和用于对分析物浓度进行临时测定的 酶循环反应有关的上述的氧化还原酶以及氧化还原物质。氧化还原酶例如 可以和以麦芽糖醇、山梨糖醇、木糖醇等糖醇为代表的酶稳定剂混合后配 置。关于在临时测定用分析部配置的氧化还原酶的量，可以设定成血样中
的氧化还原酶的含量为例如0.01 100单位(U)、进而0.05 10U、根 据情况的0.1 5U。
血样保持部B的形状以及容积优选被设定成可以通过毛细管现象将 血样导入到其内部。
图43 48是用于说明分析物浓度测定用传感器芯片中含有氧化剂的 试剂的配置图案、血样保持部的形状、以及电极系的配置图案的具体例子 的图。在所有例子中，临时测定用分析部以及Hct值分析部共有其构成的 一部分。具体而言， 一个电极兼为临时测定用作用极以及修正用对极，血 样保持部A以及血样导入口 A分别兼为血样保持部B以及血样导入口 B。
<分析物浓度测定用传感器芯片A>
图43是分析物浓度测定用传感器芯片A的分解立体图，图44是其 俯视图。如图所示，关于分析物浓度测定用传感器芯片A200a，临时测定 用对极18按照其一部分(部分33)分支成U字形、该部分33面向血样 保持部14且夹持部分32的方式被配置在绝缘基板101上，除此之外，具 有和上述Hct值测定用传感器芯片A100a相同的结构。对极12也被用作 临时测定用作用极。临时测定用对极18与导线(未图示)连结。导线的 一端在未被隔离物102以及罩103覆盖的绝缘基板101的端部，向芯片 200a的外部露出。
在绝缘基板上还可以配置其他电极。例如，对于用于检测已将足以实 施各测定的量的血样导入到血样保持部内的血液检测电极，按照该血样检 测电极的一部分面向血样保持部且与部分33相比更远离血样导入口的方 式，配置在绝缘基板上。
<分析物浓度测定用传感器芯片B>
图45是分析物浓度测定用传感器芯片B的分解立体图，图46是其 俯视图。如图所示，分析物浓度测定用传感器芯片B200b，在血样保持部 14，与对极12的部分32分离且比部分32更接近血样导入口 16、且在作用极ll的部分31和对极12的部分32之间，以易溶于血样的状态配置有 试剂13，除此之外，与分析物浓度测定用传感器芯片A的结构相同。 <分析物浓度测定用传感器芯片O
图47是分析物浓度测定用传感器芯片C的分解立体图，图48是其 俯视图。如图所示，关于分析物浓度测定用传感器芯片C200c，临时测定 用对极29按照其一部分(部分43)面向分支部28a且比部分42更接近 导入部27的方式配置在绝缘基板201上，除此之外，与上述Hct值测定 用传感器芯片C100c的结构相同。对极22也被用作临时测定用作用极。 临时测定用对极29和导线(未图示)连结。导线的一端在未被隔离物202 以及罩203覆盖的绝缘基板201的端部，向芯片200c的外部露出。
关于通过分析物浓度测定用传感器芯片进行的血样的分析物浓度测 定，可以通过使用例如作为本发明的传感器单元的一例的分析物浓度测定 用传感器单元来进行。
分析物浓度测定用传感器单元具有分析物浓度测定用传感器芯片、 和能够以自由装卸的方式安装该传感器芯片的传感器主体。就该传感器主 体而言，除了具有用于测定Hct值的电路之外，还具有用于临时测定血样 中的分析物浓度的电路，除此之外，和图41所示的Hct值测定用传感器 单元的传感器主体的结构相同。
图49是表示分析物浓度测定用传感器单元中用于测定血样中的分析 物浓度的电路构成的一例的图。传感器主体223具有向分析物浓度测定 用传感器芯片221中的修正用作用极11、修正用对极12、临时测定用对 极18以及血样检测电极19中的至少两个电极之间施加电压的电压施加电 路210，和与传感器主体的显示部相当的液晶显示装置(LCD) 132。电 压施加电路210可以向修正用作用极11和修正用对极12之间施加规定的 电压，另外，还可以按照能将一个电极用作正极或负极的方式切换施加给 该电极的电位。通过该切换，修正用对极12也可以被用作临时测定用作 用极。电压施加电路210具有四个连接器137a、 137b、 137c以及137d、 切换电路136、电流/电压变换电路135、 A/D变换电路134、基准电压源 133以及中央运算装置(CPU) 131。各要素131、 132、 133、 134、 135、 136、 137a、 137b、 137c、 137d之间如图49的实线所示被电连接。关于使用了分析物浓度测定用传感器单元的血样中的分析物浓度测 定，例如如下所示进行。
首先，根据CPU131的指令，修正用作用极11借助连接器137d和电 流池压变换电路135连接，血样检测电极19借助连接器137b与基准电 压源133连接。随后，根据CPU131的指令，向两电极之间施加一定的电 压。该电压例如在将修正用作用极示为正极、将血样检测电极示为负极时 成为大小为0.05 1V的电压。如果从传感器芯片221的血样导入口向传 感器芯片221的血样保持部14导入血样，则在修正用作用极11和血样检 测电极19之间有电流流过。该电流的值在被电流/电压变换电路135变换 成电压值之后，被A/D变换电路134变换成数字值，输入到CPU131。在 CPU131中，根据该数字值检测出血样已被导入到血样保持部。
在导入了血样之后，例如以0 60秒的范围的反应时间使血样中的分 析物和氧化还原酶发生反应，如下所示算出血样中的分析物的临时测定浓 度。首先，根据CPU131的指令，切换电路136工作，兼用作修正用对极 12的临时测定用对极借助连接器137a与电流/电压变换电路135连接，临 时测定用作用极18借助连接器137c与基准电压源133连接。随后，根据 CPU131的指令，向两电极之间施加上述例示的电压，例如施加在将临时 测定用作用极示为正极、将临时测定用对极示为负极时大小为0.05 1V 的临时测定电压。就临时测定电压的施加时间而言，例如可以在0.01 30 秒的范围内调整。随着临时测定电压的施加，在两电极之间流过的电流的 值在被电流/电压变换电路135变换成电压值之后，被A/D变换电路134 变换成数字值，输入到CPU131。在CPU131中，根据该数字值算出分析 物的临时测定浓度。关于临时测定浓度的算出，参照表示自临时测定电压 的开始施加至规定时间后的上述的电流的量和分析物的临时测定浓度之 间的关系的检量线或检量线表来进行。
在算出临时测定浓度之后，例如如下所示算出血样的Hct值。首先， 根据CPU131的指令，切换电路136工作，修正用作用极11借助连接器 137d与电流池压变换电路135连接，修正用对极12借助连接器137a与 基准电压源133连接。随后，根据CPU131的指令，在将修正用作用极示 为正极、将修正用对极示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下的Hct值测定电压。就Hct值测定电压的施加时间而言，例如可以在
0.001 60秒的范围内调整。随着Hct值测定电压的施加而在两电极之间 流过的电流的值，在被电流/电压变换电路135变换成电压值之后，被A/D 变换电路134变换成数字值，输入到CPU131。在CPU131中，根据该数 字值算出Hct值。关于Hct值的算出，例如参照表示自Hct值测定电压的 开始施加至规定时间后的上述的电流的量和Hct值之间的关系的检量线 或检量线表来进行。
接着，在CPU131中，根据Hct值修正如上所示算出的临时测定浓度， 确定血样中的分析物浓度。已被确定的分析物浓度在LCD132中以图像显 示。关于以Hct值为基础的临时测定浓度的修正，例如参照表示Hct值以 及临时测定浓度和血样中的分析物浓度之间的关系的检量线或检量线表 来进行。
关于本发明的传感器芯片，从制造后容易储存的观点出发，优选按照 隔开Hct值测定用作用极的表面即具有易电解氧化性的表面和外气的方 式，由可以被血样溶解的物质例如水溶性高分子覆盖该表面，或气密性包 装整个传感器芯片。这是因为，在Hct值测定用作用极的该表面，因为和 外气的接触，容易形成构成该表面的易电解氧化性金属的硫化物、氧化物 以及氢氧化物例如硫化银或氢氧化铜的被膜。关于传感器芯片，例如通过 密封在由空气难以透过且难以被空气腐蚀的公知材料构成的密闭型容器 内，另外，例如通过夹入到由这样的材料构成的薄膜内，能够被气密性包 装。
对本发明的实施例以及比较例进行说明。 (实施例1)
制作Hct值测定用传感器芯片A。作用极以及对极的电极芯体由银构 成。使用厚度为100"m的隔离物，形成容积为0.8微升(yL)的血样保 持部。血样保持部中作用极以及对极的有效面积分别为l.Omm2、 1.8mm2， 作用极和对极的最接近距离为2.4mm。面向血样保持部的作用极的表面为 作用极的电极芯体的表面。面向血样保持部的对极的表面成为配置在对极 的电极芯体上的由羧甲基纤维素(CMC)膜形成的基底层的表面。关于 基底层，在对极的电极芯体表面，涂布0.25质量％的CMC水溶液(第一工业公司制)并使其成为2.5mg/传感器(2.5mg/七 >廿2.5mg/sencor)， 然后在55"下干燥10分钟，由此配置在该表面上。在基底层的该表面上 配置含有氧化还原物质的氧化剂的反应试剂层。关于反应试剂层，在基底 层上涂布将50mM的铁氰化钾(关东化学公司制)溶于0.5质量％的CMC 水溶液而制备的试剂液，并使其成为2.5mg/传感器，然后在55X:下干燥 10分钟，由此配置在基底层的表面上。作用极和反应试剂层的最接近距 离为1.8mm。对隔离物以及罩的和血样导入口相当的部分实施亲水化处 理。亲水化处理是在该部分涂布卵磷脂的2—丁醇溶液(十力，4于^夕 公司制)并使其为2uL/传感器，然后将其风干而进行。
准备具有25%、 45%、 65%的Hct值的三种血样。在将这些血样导 入到不同的传感器芯片的血样保持部之后，在将作用极示为正极、将对极 示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压，测定与此相伴 随在作用极和对极之间流过的电流(响应电流)。
在测定响应电流时，如上所示，氧化还原物质的氧化剂接触对极且不 实质接触作用极，血样接触两电极。关于氧化还原物质当中的氧化剂和作 为相反类型的还原剂，在测定响应电流时，不实质接触作用极以及对极。
将响应电流的测定结果示于图7 13的曲线图。各图的曲线图(A) 是表示从各血样得到的响应电流值(UA)的经时变化的曲线图。曲线图 (B)是表示以从具有45%的Hct值的血样得到的响应电流的振幅为基准 算出的、从其他两种血样分别得到的响应电流的振幅的相对值(灵敏度差 (%))的经时变化的曲线图。曲线图(A)以及(B)的横轴是自开始 施加电压经过的时间(秒sec)。
如各曲线图所示，通过实施例I的传感器芯片，在将作用极示为正极、 对极示为负极时，即便向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压，也能 够从开始施加电压之后马上以稳定且明确的灵敏度差检测出反映血样的 Hct值的响应电流。 (实施例2)
除了使用碳膏(7子^ >公司制)形成对极的电极芯体以外，制作与 实施例1相同的传感器芯片。将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的 血样保持部，在将作用极示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为3.0V以下的电压，测定在作用极和对极之间流过的响应电流。
将响应电流的测定结果示于图14 23的曲线图。如各曲线图所示，通过 实施例2的传感器芯片，在与上述一样表示时，即便向两电极之间施加大 小为3.0V以下的电压，也能够从开始施加电压之后马上以稳定且明确的 灵敏度差检测出反映血样的Hct值的响应电流。 (实施例3)
除了使用厚度为180 um的隔离物形成容积2.5 UL的血样保持部以 外，制作与实施例1相同的传感器芯片。将上述三种血样导入到不同的传 感器芯片的血样保持部，在将作用极示为正极、将对极示为负极时，向两 电极之间施加大小为3.0V以下的电压，测定在作用极和对极之间流过的 响应电流。将响应电流的测定结果示于图24 28的曲线图。如各曲线图 所示，通过实施例3的传感器芯片，在与上述一样表示时，即便向两电极 之间施加大小为3.0V以下的电压，也能够从开始施加电压之后马上以稳 定且明确的灵敏度差检测出反映血样的Hct值的响应电流。 (实施例4)
除了使用厚度为260um的隔离物形成容积2.3 uL的血样保持部以 外，制作与实施例2相同的传感器芯片。将上述三种血样导入到不同的传 感器芯片的血样保持部，在将作用极示为正极、将对极示为负极时，向两 电极之间施加大小为3.0V以下的电压，测定在作用极和对极之间流过的 响应电流。将响应电流的测定结果示于图29 36的曲线图。如各曲线图 所示，通过实施例4的传感器芯片，在与上述一样表示时，即便向两电极 之间施加大小为3.0V以下的电压，也能够从开始施加电压之后马上以稳 定且明确的灵敏度差检测出反映血样的Hct值的响应电流。 (比较例1)
制作以往类型的传感器芯片。就该传感器芯片而言，由钯构成作用极 以及对极的电极芯体，在作用极的电极芯体上配置CMC膜且使该CMC 膜的表面成为面向血样保持部的作用极的表面，以及不设置基底层而在对 极的电极芯体上配置反应试剂层，除此之外，具有和实施例1相同的结构。 CMC膜是通过在作用极的电极芯体的表面滴下0.01 2.0质量％的CMC 水溶液(第一工业公司制)0.01 100mg并使其干燥而配置在该表面上。关于反应试剂层，是在对极的电极芯体的表面涂布将60mM的亚铁氰化 钾(关东化学公司制)以及80rnM的牛磺酸(t力，< 7夕公司制) 溶于0.1质量％的CMC水溶液而制备的试剂液，并使其成为2.5mg/传感 器，然后在55'C下干燥10分钟，由此配置在该表面上。
将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在将作用极 示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为2.5V、 l.OV、 0.5V的电压，测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的 测定结果示于图37 39的曲线图。如图38以及39所示，在比较例1的 传感器芯片中，在与上述一样表示时，当向两电极之间施加大小为l.OV 以下的电压时，不会得到稳定的灵敏度差。更为具体地说，如图38所示， 当表示与上述一样时，在大小为l.OV的施加电压的情况下，灵敏度差在 开始施加电压后马上发生急剧变动，随后变动趋缓，但即便是从开始施加 电压后经过3秒钟，也不会达到稳态。另外，如图39所示，当表示与上 述一样时，在大小为0.5V的施加电压的情况下，灵敏度差在开始施加电 压后马上发生急剧变动，随后剧烈的变动持续，即便是从开始施加电压后 经过3秒钟，也不会达到稳态。
在比较例1的传感器芯片中，虽然发生这样的不良情形的理由尚不确 定，但仍然认为是因为由血液成分中的水的电解发生的氧化还原电流占据 了在作用极上得到的氧化还原电流的大部分。 (比较例2)
在作用极以及对极的电极芯体上配置由CMC膜形成的基底层，以该 CMC膜的表面作为面向血样保持部的作用极以及对极的表面，在该作用 极以及对极的表面上配置反应试剂层，除此之外，制作与比较例l相同的 传感器芯片。将上述三种血样导入到不同的传感器芯片的血样保持部，在 将作用极示为正极、将对极示为负极时，向两电极之间施加大小为2.5V 的电压，测定在作用极和对极之间流过的响应电流。将响应电流的测定结 果示于图40的曲线图。如该曲线图所示，在比较例2的传感器芯片中， 在与上述一样表示时，即便施加大小为2.5V的电压，相对于血样的Hct 值的变动的灵敏度差小，而且，即便是自开始施加电压经过3秒钟，也不 会达到稳态。其中，使用下述的分析物浓度测定用传感器芯片(1) (6)、分别
含有67mg/dl的葡萄糖且具有25X、 45%、 65%的Hct值的三种血样，与 实施例1 4以及比较例1 2 —样测定响应电流，得到的结果和图7 40 所示的响应电流的测定结果相同。另外，使用分析物浓度测定用传感器芯 片(1) (4)，测定上述的血样中的葡萄糖浓度，结果可以准确地确定
其浓度。
就分析物浓度测定用传感器芯片(1) (6)而言，在血样保持部， 有效面积为0.9mm2的临时测定用对极形成为对极和临时测定用对极的最 接近距离为0.7mm，作用极的有效面积为0.9mm2，对极的有效面积为 l.Omm2，除此之外，具有分别与实施例1 4以及比较例1 2的传感器芯 片相同的结构。
工业上的可利用性
本发明能够提供即便降低Hct值测定电压也能以足够的检测灵敏度 稳定测定血样的Hct值的血样的Hct值测定方法、血样中的分析物的浓度 的测定方法、适合测定它们的传感器芯片以及传感器单元。
权利要求
1.一种血样的血细胞比容值的测定方法，以氧化还原物质的氧化剂接触对极且不实质接触作用极的状态向接触血样的所述作用极和所述对极之间施加电压，检测出在所述作用极和所述对极之间流过的电流，根据所述电流算出所述血样的血细胞比容值，对血样的血细胞比容值进行电化学测定，其中，所述作用极的至少一部分表面且接触所述血样的表面，由含有易电解氧化性的金属的材料构成，通过向所述作用极和所述对极之间施加的电压，引起所述易电解氧化性的金属的氧化和所述氧化剂的还原，测定与该氧化以及还原相伴随的电流。
2. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 在将所述作用极示为正极、将所述对极示为负极时，向所述作用极和所述对极之间施加的所述电压为3.0V以下。
3. 如权利要求2所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述电压为1.0V以下。
4. 如权利要求3所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述电压为0.5V以下。
5. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述氧化剂是铁氰化物。
6. 如权利要求1所述的血样的血细胞比容值的测定方法，其中， 所述易电解氧化性的金属是从银、铜以及镍中选择的至少一种金属。
7. —种血样中的分析物的浓度的测定方法，该方法具有如下所示的 工序来对所述血样中的所述分析物的浓度进行电化学测定，所述工序包 括对反映血样的血细胞比容值的电流A进行电化学检测而得到作为所 述电流A或所述电流A的换算值的数据A的工序，该数据A和所述血细 胞比容值对应；在氧化还原物质的存在下通过以所述分析物为基质的氧化还原酶对 所述血样中的分析物进行氧化或还原，对和所述分析物的所述氧化或还原相伴随的电流B进行电化学检测，得到作为所述电流B或所述电流B的 换算值的数据B的工序；和根据使用所述数据A修正所述数据B得到的数据C，来确定所述血 样中的所述分析物的浓度的工序；在所述血样中的分析物的浓度的测定方法中，作为所述电流A，以氧化还原物质的氧化剂接触对极且不实质接触作 用极的至少一部分表面的状态，向接触血样的所述作用极和所述对极之间 施加电压，引起构成所述作用极的所述至少一部分表面的易电解氧化性的 金属的氧化和所述氧化剂的还原，检测出随着该氧化以及还原在所述作用 极和所述对极之间流过的电流。
8. —种传感器芯片，其含有用于对反映血样的血细胞比容值的电流 进行电化学检测的血细胞比容值分析部，所述血细胞比容值分析部具有作用极以及对极、用于以接触所述作用极以及所述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将所述血样导入到所述血样保持部的血样导入口 ；所述作用极的面向所述血样保持部的表面的至少一部分由含有易电 解氧化性的金属的材料构成，接触所述对极的面向所述血样保持部的表面，或者接近所述对极的所 述表面，配置氧化还原物质的氧化剂。
9. 如权利要求8所述的传感器芯片，其中，相对于从所述血样导入口导入到所述血样保持部的血样的血样流，所 述作用极和所述对极相比配置在上游侧，在所述作用极的所述至少一部分表面和所述对极的所述表面之间，或 者接近所述对极的所述表面，配置有所述氧化剂。
10. —种传感器芯片，其含有用于对反映血样的血细胞比容值的电流进行电化学检测的血细胞比容值分析部，所述血细胞比容值分析部具有作用极以及对极、用于以接触所述作 用极以及所述对极的方式保持血样的血样保持部、和用于将所述血样导入 到所述血样保持部的血样导入口；所述血样保持部具有与所述血样导入口连通的导入部、和从所述导入部分支的第一分支部以及第二分支部，所述第一分支部面向所述对极， 所述第二分支部面向所述作用极；所述作用极的面向所述第二分支部的表面的至少一部分由含有易电 解氧化性的金属的材料构成，接触所述对极的面向所述第一分支部的表面，或者与所述对极的所述 表面分开，在所述第一分支部配置有氧化还原物质的氧化剂。
11. 如权利要求8或者10所述的传感器芯片，其中， 所述氧化剂是铁氰化物。
12. 如权利要求8或者10所述的传感器芯片，其中， 所述易电解氧化性的金属是从银、铜以及镍中选择的至少一种金属。
13. 如权利要求8或者10所述的传感器芯片，其中， 还具有水溶性高分子膜，所述水溶性高分子膜以隔开所述作用极的所述至少一部分表面和外气的方式覆盖所述至少一部分表面。
14. 一种传感器单元，其具有权利要求8或者10所述的传感器芯片、 和包括用于向所述作用极和所述对极之间施加规定电压的电压施加电路 的传感器主体；所述传感器芯片相对于所述传感器主体装卸自由，且能够在所述传感 器芯片安装于所述传感器主体上的状态下从所述电压施加电路向所述作 用极和所述对极之间施加所述规定的电压，所述规定的电压是在将所述作用极示为正极、将所述对极示为负极时 大小为3.0V以下的电压。
15. 如权利要求14所述的传感器单元，其中， 所述规定的电压为l.OV以下。
16. 如权利要求15所述的传感器单元，其中， 所述规定的电压为0.5V以下。
全文摘要
本发明在氧化还原物质的氧化剂接触对极且不实质接触作用极的状态下，向血样接触的两电极之间施加电压，使构成作用极的至少一部分表面的易电解氧化性的金属发生氧化，同时使接触作用极的氧化剂发生还原，测定与该氧化以及还原相伴随的电流。由此，即便降低在作用极和对极之间施加的电压，也能够以足够的检测灵敏度稳定测定血样的血细胞比容值。该测定使用如下所示的传感器芯片实施，该传感器芯片具有作用极(11)以及对极(12)，和与血样导入口(16)连通的血样保持部(14)，作用极(11)的部分(31)比对极的部分(32)更接近血样导入口(16)配置，部分(31)的表面由易电解氧化性的金属构成，含有氧化剂的试剂(13)接近部分(32)配置。
文档编号G01N27/416GK101529236SQ20078003896
公开日2009年9月9日 申请日期2007年10月17日 优先权日2006年10月19日
发明者中南贵裕, 池田信, 藤原雅树, 高须贵广 申请人:松下电器产业株式会社