具备血细胞比容值测定用电极的生物传感器的制造方法
【专利摘要】本发明提供通过测定血液试样的血细胞比容值并利用该值进行校正、能够准确地测定血液试样中的测定对象物质的浓度的具备血细胞比容值测定用电极的生物传感器和方法。一种血液试样中的测定对象物质的浓度测定方法，其包括下述步骤：向具备在表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极、工作电极、反电极、参比电极的生物传感器供给血液试样的步骤；检测对工作电极施加0～400mV的电压时流动的第一电流值，由所检测出的第一电流值计算出测定对象物质的浓度的步骤；检测对血细胞比容用电极施加400～800mV的电压时流动的第二电流值的步骤；和利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对上述测定对象物质的浓度进行校正的步骤。
【专利说明】
具备血细胞比容值测定用电极的生物传感器
技术领域
[0001]本发明涉及具备血细胞比容值测定用电极(下文中简称为血细胞比容用电极)的生物传感器。
【背景技术】
[0002]在血糖自我测定设备中使用的生物传感器中存在下述问题:电流响应值因全血中的血细胞比容值而变化，得到背离血糖值的真值的测定结果(血细胞比容影响)。关于该血细胞比容影响，在专利文献I中公开了为了减小与真值的背离而在血糖自我测定设备中施加交流来测定血细胞比容值并进行校正的方法。另外，在专利文献2中公开了为了不受到血细胞比容值的影响而使用分离膜从全血中仅抽出血浆并测定血糖值的方法。
[0003]但是，在专利文献I中存在下述问题:由于交流电压的施加，装置的电力负担增大；由于血细胞比容测定的噪音高而进行过校正，由此导致精度差。另外，在专利文献2中存在下述问题:传感器中需要分离膜，因此传感器结构复杂；由于来自于血液样本中的血细胞以外的脂质等的样本的粘性的影响，导致分离膜的血细胞分离能力存在波动;等等。
[0004]现有技术文献
[0005]专利文献
[0006]专利文献I:日本特开2013-061336号公报
[0007]专利文献2:日本专利第4341032号说明书
【发明内容】
[0008]发明所要解决的课题
[0009]针对上述问题，本发明的目的在于提供通过简便地测定血液试样的血细胞比容值并利用该值进行校正、能够准确地测定血液试样中的葡萄糖等测定对象物质的浓度的系统和方法。
[0010]用于解决课题的手段
[0011 ]为了达到上述目的，本发明的一个方面采用下述构成。
[0012]本发明的一个方面涉及一种生物传感器，其具备在表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极。导电性高分子优选为水溶性的导电性高分子，导电性高分子更优选为聚苯胺。另外，导电性高分子优选由交联剂固定化于电极表面。
[0013]本发明的另一方面之一涉及一种生物传感器，其具备上述血细胞比容用电极、工作电极、反电极、参比电极。此处，工作电极优选为酶电极，酶更优选为氧化还原酶。
[0014]另外，本发明的另一方面之一涉及一种血液试样中的测定对象物质的浓度测定方法，其包括下述步骤:向具备上述血细胞比容用电极、工作电极、反电极、参比电极的生物传感器供给血液试样的步骤;检测对工作电极施加OmV?400mV的电压时流动的第一电流值，由所检测出的第一电流值计算出测定对象物质的浓度的步骤;检测对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的第二电流值的步骤;和利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对上述测定对象物质的浓度进行校正的步骤。
[0015]另外，本发明的另一方面之一涉及一种测定装置，其由下述部分构成:具备上述血细胞比容用电极、工作电极、反电极、参比电极的生物传感器;对生物传感器的工作电极和血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部;检测对工作电极施加电压时流动的第一电流值和对血细胞比容用电极施加电压时流动的第二电流值的检测部；由上述第一电流值计算出测定对象物质的浓度，利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对测定对象物质的浓度进行校正的运算部；和输出上述经校正的测定对象物质的浓度的输出部。
[0016]另外，本发明的另一方面之一涉及一种血液试样的血细胞比容值的测定方法，其包括下述步骤:向具备表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极的生物传感器供给血液试样的步骤;和检测对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的电流值的步骤。
[0017]另外，本发明的另一方面之一涉及一种测定装置，其由下述部分构成:具备表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极的生物传感器;对生物传感器的血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部;检测对血细胞比容用电极施加电压时流动的电流值的检测部；由上述电流值计算出血细胞比容值的运算部;和输出上述血细胞比容值的输出部。
[0018]发明的效果
[0019]根据本发明，能够简便且准确地检测血液试样的血细胞比容值，通过利用该值进行校正，能够以高精度测定血糖值等血液试样中的测定对象物质的浓度。
【附图说明】
[0020]图1是示意性地示出本发明的一个实施方式的生物传感器的结构的图。
[0021]图2是示出本发明的测定装置的一个方式的示意图。
[0022]图3是示出使用了本发明的测定装置的测定程序的一个方式的流程图。
[0023]图4是示出使用本发明的一个实施方式的生物传感器对具有各种血细胞比容值的血液试样进行循环伏安法分析的结果的图。
[0024]图5是示出使用葡萄糖浓度为0mg/ml、100mg/ml和600mg/ml的试样对血细胞比容用电极施加600mV的电压时的血细胞比容值与电流的关系的曲线图。
[0025]图6是示出使用葡萄糖浓度为Omg/ml的试样并使用将SEPLAGYDA用作导电性高分子的生物传感器对具有各种血细胞比容值的血液试样进行循环伏安法分析的结果的图。
[0026]图7是示出各血细胞比容值下的酶电极中流动的电流值与葡萄糖浓度的关系的图。
【具体实施方式】
[0027](血细胞比容用电极)
[0028]本发明中的血细胞比容用电极是在表面固定有导电性高分子的电极。
[0029](电极)
[0030]血细胞比容用电极使用金(Au)、铂(Pt)、银(Ag)、钯之类的金属材料、或者碳之类的碳材料而形成。血细胞比容用电极例如形成于绝缘性基板上。绝缘性基板由聚醚酰亚胺(PEI)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚乙烯(PE)之类的热塑性树脂、聚酰亚胺树脂、环氧树脂之类的各种树脂(塑料)、玻璃、陶瓷、纸之类的绝缘性材料形成。血细胞比容用电极和绝缘性基板的尺寸、厚度可以适当设定。
[0031](导电性高分子)
[0032]作为固定于血细胞比容用电极的表面的导电性高分子，可以举出聚苯胺、聚吡咯、聚苯乙烯磺酸酯、聚噻吩、聚异硫茚、聚亚乙基二氧噻吩(聚(3，4_亚乙基二氧噻吩)聚(苯乙烯磺酸酯))、聚丙烯酰胺磺酸酯、聚乙烯基磺酸酯或它们的组合等。其中，优选可溶解于水而生成水溶液的导电性高分子，更优选聚苯胺。
[0033]作为这些导电性高分子的市售品，作为聚苯胺，例如有“AquaPASSOl-x”(三菱丽阳株式会社制造)等。作为聚吡咯，例如有“SSPY”(3-甲基-4-吡咯羧酸乙酯)(化研产业株式会社制造)等。另外，作为聚苯乙烯磺酸酯，例如有“求y于X”(东曹有机化学株式会社制造)等。作为聚噻吩，例如有“ESPACER 100”( TA Chemi ca I公司制造)等。作为聚异硫茚，例如有aESPACER 300”(TA Chemical公司制造)等。作为聚亚乙基二氧噻吩(聚(3，4_亚乙基二氧噻吩)聚(苯乙烯磺酸酯))，例如有“PEDOT-PSS”(Polyscience Inc.)等。
[0034]为了将导电性高分子固定化于电极表面，可以例示使导电性高分子共价结合于电极表面的方式。为了使导电性高分子共价结合于电极表面，例如，可以使导电性高分子的官能团与导入至电极表面的官能团反应而进行共价结合，优选将导电性高分子与交联剂混合、藉由交联剂共价结合于电极表面的方式。
[0035](交联剂)
[0036]作为交联剂，只要是能够与电极表面的官能团反应、而且也能够与导电性高分子反应的化合物就没有特别限制，具体地说，作为含醛基的化合物，可以举出戊二醛、甲醛、丙二醛、对苯二甲醛、异丁醛、戊醛、异戊醛、肉桂醛、烟碱醛、甘油醛、乙醇醛、丁二醛、己二醛、间苯二甲醛、对苯二甲醛等。作为含碳二亚胺基的化合物，可以举出六亚甲基二异氰酸酯、氢化苯二亚甲基二异氰酸酯、苯二亚甲基二异氰酸酯、2，2，4_三甲基六亚甲基二异氰酸酯、十二烷-1，12-二异氰酸酯、降莰烷二异氰酸酯、2，4_双-(8-异氰酸酯辛基)-1，3_二辛基环丁烷、4，4’_二环己基甲烷二异氰酸酯、四甲基苯二亚甲基二异氰酸酯、异佛尔酮二异氰酸酯等。另外，含碳二亚胺基的化合物作为Carbodilite V-02,Carbodilite V-02-L2、Carbodilite V-O4 > CarbodiIite V-O6 > CarbodiIite E-O2 > CarbodiIite E-02、Carbodilite V-Ol、CarbodiIite V-O3 > CarbodiIite V-O5 > CarbodiIite V-07、Carbodilite V_09(均为商品名、日清纺织株式会社制造)等有市售。作为含马来酰亚胺基的化合物，可以举出间马来酰亚胺苯甲酰-N-羟基琥珀酰亚胺酯、4-(对马来酰亚胺苯基)丁酸磺基琥珀酰亚胺酯、间马来酰亚胺苯甲酰磺基琥珀酰亚胺酯、N- γ -马来酰亚胺丁酰氧基琥珀酰亚胺酯、4-(Ν-马来酰亚胺甲基)环己烷-1-羧酸琥珀酰亚胺酯、2-马来酰亚胺基乙酸-N-琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺基丁酸-N-琥珀酰亚胺酯、6-马来酰亚胺基己酸-N-琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺甲基环己烷-1-羧酸-N-琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺甲基环己烷-
1-羧酸-N-磺基琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺甲基苯甲酸-N-琥珀酰亚胺酯、3-马来酰亚胺基苯甲酸-N-琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺苯基-4-丁酸-N-琥珀酰亚胺酯、4-马来酰亚胺苯基-4-丁酸-N-磺基琥珀酰亚胺酯、Ν，Ν’_氧基二亚甲基-二马来酰亚胺、Ν，Ν’_邻亚苯基-二马来酰亚胺、Ν，Ν’-间亚苯基-二马来酰亚胺、Ν，Ν’_对亚苯基-二马来酰亚胺、Ν，Ν’_六亚甲基-二马来酰亚胺、马来酰亚胺基羧酸-N-琥珀酰亚胺酯等。另外，还可以举出Sanfel BM-G(三新化学工业株式会社制造)等市售品。作为含噁唑啉基的化合物，可以举出2，2’_双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -亚甲基-双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -亚乙基-双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -三亚甲基-双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -四亚甲基-双_(2-噁唑啉)、2，2 ’ -六亚甲基-双_(2-噁唑啉)、2，2 ’ -八亚甲基-双-(2-噁唑啉)、2，2’_亚乙基-双_(4，4’_二甲基-2-噁唑啉)、2，2’_对亚苯基-双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -间亚苯基-双-(2-噁唑啉)、2，2 ’ -间亚苯基-双-(4，4 ’ -二甲基-2-噁唑啉)、双-(2-噁唑啉基环己烷)硫化物、双-(2-噁唑啉基降莰烷)硫化物等噁唑啉化合物。另外，作为加成聚合性噁唑啉化合物，可以举出2-乙烯基-2-噁唑啉、2-乙烯基-4-甲基-2-噁唑啉、
2-乙烯基-5-甲基-2-噁唑啉、2-异丙烯基-2-噁唑啉、2-异丙烯基-4-甲基-2-噁唑啉、2-异丙烯基-5-乙基-2-噁唑啉等，可以使用将它们中的I种或2种以上的化合物聚合或共聚而成的物质。另外，含噁唑啉基的化合物作为EPOCROS ws-500^epocros ws-700^epocros K-101E^EP0CR0S K-1020E、EP0CR0S K-1030E、EP0CR0S K-201E、EPOCROS K-2020E、EPOCROSK-2030E、EP0CR0S RPS-1005、EP0CR0S RAS-1005 (均为株式会社日本催化剂制造)、NKI inker FX (新中村化学工业株式会社制造)等有市售。作为含环氧基的化合物，具体地说，可以举出山梨糖醇聚缩水甘油基醚、聚甘油聚缩水甘油基醚、二甘油聚缩水甘油基醚、甘油聚缩水甘油基醚、三羟甲基丙烷聚缩水甘油基醚、乙二醇二缩水甘油基醚、聚乙二醇二缩水甘油基醚、丙二醇二缩水甘油基醚、聚丙二醇二缩水甘油基醚等，也可以合用这些化合物中的2种以上。另外，含环氧基的化合物作为Denacol EX-611、Denacol EX_612、Denacol EX-614、Denacol EX_614B、Denacol EX_512、Denacol EX-521、Denacol EX-421、Denacol EX-313、Denacol EX_314、Denacol EX-321、Denacol EX_810、Denacol EX-811、Denacol EX-850、Denacol EX-851、Denacol EX-821、Denacol EX_830、Denacol EX_832、Denacol EX-841、Denacol EX-861、Denacol EX-911、Denacol EX-941、Denacol EX_920、Denacol EX-145、Denaco I EX-171 (均为商品名、NAGASE CHEMTEX株式会社制造)、SR-PG、SR-2EG、SR-8EG、SR-8EGS、SR-GLG、SR-DGE、SR-4GL、SR-4GLS、SR-SEP (均为商品名、阪本药品工业株式会社制造)、EP0LIGHT 200E、EP0LIGHT 400E、EP0LIGHT 400P(均为共荣社化学株式会社制造)等有市售。交联剂的种类不限定于上述化合物、市售品，可以为包含醛基、马来酰亚胺基、碳二亚胺基、噁唑啉基、环氧基中的至少I种官能团的化合物。另外，交联剂的形态也没有限定，可以为单体、聚合物中的任意形态。
[0037](血细胞比容用电极的制作方法)
[0038]血细胞比容用电极例如如下制作。即，在绝缘性基板的一个面上形成作为电极发挥功能的金属层。例如，在规定厚度(例如ΙΟΟμπι左右)的膜状的绝缘性基板的一个面上，通过物理蒸镀(PVD、例如溅射)或化学蒸镀(CVD)将金属材料成膜，由此形成具有所期望的厚度(例如30nm左右)的金属层。也可以代替金属层而形成由碳材料形成的电极层。
[0039]接着，在电极上形成导电性高分子的层。即，制备含有导电性高分子和交联剂的溶液(试剂)。将溶液(试剂)滴加至电极的表面。溶液(试剂)在电极上通过干燥而固化，由此能够得到在电极上固定有导电性高分子的血细胞比容用电极。
[0040]需要说明的是，血细胞比容用电极也可以与后述的工作电极(酶电极)同样地，除了导电性高分子和交联剂以外，还同时固定了酶、导电性颗粒等。
[0041]该情况下，酶电极与血细胞比容用电极的构成成分相同，但酶等成分不影响对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的基于血细胞比容值的电流值，因而没有问题。
[0042]这样，若使血细胞比容用电极的成分与酶电极的成分相同，则具有容易制作生物传感器的优点。
[0043](生物传感器)
[0044]本发明的生物传感器包含本发明的血细胞比容用电极。
[0045]本发明的生物传感器可以仅包含本发明的血细胞比容用电极和反电极，但本发明的生物传感器的更优选的方式包含本发明的血细胞比容用电极以及反电极、工作电极(酶电极)、参比电极。
[0046]作为与血细胞比容用电极成对使用的反电极，只要是通常可用作生物传感器的反电极的电极即可，例如可以使用通过丝网印刷成膜的碳电极、通过物理蒸镀(PVD、例如溅射)或化学蒸镀(CVD)成膜的金属电极、通过丝网印刷成膜的银/氯化银电极。
[0047]另外，与后述的工作电极(酶电极)成对使用的参比电极也可以为银/氯化银电极、通过丝网印刷成膜的碳电极、通过物理蒸镀(PVD、例如溅射)或化学蒸镀(CVD)成膜的金属电极等。
[0048]接着，对工作电极(酶电极)进行说明。
[0049](酶电极的构成)
[0050]酶电极可以通过在电极上配置包含酶、上述导电性高分子、上述交联剂、以及根据需要使用的导电性颗粒等的检测层来制作。
[0051](酶电极)
[0052]酶电极与血细胞比容用电极同样地使用金(Au)、铂(Pt)、银(Ag)、钯之类的金属材料、或者碳之类的碳材料而形成。电极例如形成于绝缘性基板上。绝缘性基板由聚醚酰亚胺(PEI)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚乙烯(PE)之类的热塑性树脂、聚酰亚胺树脂、环氧树脂之类的各种树脂(塑料)、玻璃、陶瓷、纸之类的绝缘性材料形成。形成电极的电极材料和绝缘性基板的材料可以应用公知的所有材料。电极和绝缘性基板的尺寸、厚度可以适当设定。
[0053](检测层)
[0054]检测层与电极接触，包含酶、在血细胞比容用电极的项中说明的导电性高分子、和在血细胞比容用电极的项中说明的交联剂，也可以包含导电性颗粒等其他成分，但优选不包含电子介质。
[0055](酶)
[0056]酶根据测定对象物质适当选择，例如可以举出氧化还原酶。例如可以举出葡萄糖氧化酶(GOD)、半乳糖氧化酶、胆红素氧化酶、丙酮酸氧化酶、D-或L-氨基酸氧化酶、胺氧化酶、胆固醇氧化酶、胆碱氧化酶、黄嘌呤氧化酶、肌氨酸氧化酶、L-乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、细胞色素氧化酶、醇脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、胆固醇脱氢酶、醛脱氢酶、葡萄糖脱氢酶(GDH)、果糖脱氢酶、山梨糖醇脱氢酶、乳酸脱氢酶、苹果酸脱氢酶、甘油脱氢酶、17B羟基类固醇脱氢酶、雌二醇17B脱氢酶、氨基酸脱氢酶、甘油醛-3-磷酸脱氢酶、3-羟基类固醇脱氢酶、心肌黄酶、细胞色素氧化还原酶、过氧化氢酶、过氧化物酶、谷胱甘肽还原酶等。其中，优选为糖类的氧化还原酶，作为糖类的氧化还原酶的例子，例如可以举出葡萄糖氧化酶(GOD)、半乳糖氧化酶、葡萄糖脱氢酶(GDH)、果糖脱氢酶、山梨糖醇脱氢酶。
[0057]另外，氧化还原酶可以包含吡咯并喹啉醌(PQQ)、黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)中的至少一种作为催化亚基和催化结构域。例如，作为包含PQQ的氧化还原酶，可以举出PQQ葡萄糖脱氢酶(PQQGDH)，作为包含FAD的氧化还原酶，可以举出具有包含FAD的α亚基的细胞色素葡萄糖脱氢酶(Cy-GDH)、葡萄糖氧化酶(GOD)。
[0058]另外，氧化还原酶可以包含电子传递亚基或者电子传递结构域。作为电子传递亚基，例如可以举出具有拥有电子转移功能的血红素的亚基。作为包含该具有血红素的亚基的氧化还原酶，可以举出包含细胞色素的酶，例如可以应用葡萄糖脱氢酶、PQQGDH与细胞色素的融合蛋白。
[0059]另外，作为包含电子传递结构域的酶，可以举出胆固醇氧化酶、醌血红素蛋白乙醇脱氢酶(QHEDH(PQQ乙醇脱氢酶)。此外，电子传递结构域优选应用包含具有拥有电子转移功能的血红素的细胞色素的结构域。例如可以举出“QHGDH”(融合酶;带有QHGDH的血红素结构域的GDH))、山梨糖醇脱氢酶(Sorbitol DH)、D_果糖脱氢酶(Fructose DH)、根癌农杆菌(Agrobacterium tumefasience)来源的葡萄糖-3-脱氢酶(Glucose-3_Dehydrogenase)(来自根癌农杆菌的G3DH)、纤维二糖脱氢酶。需要说明的是，作为上述包含细胞色素的亚基的示例的PQQGDH与细胞色素的融合蛋白以及作为包含细胞色素的结构域的示例的PQQGDH的细胞色素结构域例如公开在国际公开W02005/030807号公报中。另外，氧化还原酶优选应用至少由催化亚基和包含具有拥有电子受体功能的血红素的细胞色素的亚基构成的低聚物酶。
[0060](导电性颗粒)
[0061]检测层优选进一步包含导电性颗粒。导电性颗粒可以应用金、铂、银、钯之类的金属制颗粒、或者以碳作为材料的高级结构体。高级结构体例如可以含有选自导电性炭黑、科琴黑(注册商标)、碳纳米管(CNT)、富勒烯中的I种以上的微粒(碳微粒)。
[0062]需要说明的是，检测层的表面可以被醋酸纤维素之类的外层膜所被覆。作为外层膜的原料，除此以外还可以举出聚氨酯、聚碳酸酯、聚甲基丙烯酸甲酯、甲基丙烯酸丁酯、聚丙稀、聚醚醚酮等。
[0063](酶电极的制作方法)
[0064]酶电极例如如下制作。即，在绝缘性基板的一个面上形成作为电极发挥功能的金属层。例如，在规定厚度(例如IΟΟμπι左右)的膜状的绝缘性基板的一个面上，通过物理蒸镀(PVD、例如溅射)或化学蒸镀(CVD)将金属材料成膜，由此形成具有所期望的厚度(例如30nm左右)的金属层。也可以代替金属层而形成由碳材料形成的电极层。
[0065]接着，在电极上形成检测层。即，制备含有酶、导电性高分子、交联剂和导电性颗粒的溶液(试剂)。将溶液(试剂)滴加至电极的表面。溶液(试剂)在电极上通过干燥而固化，由此能够得到在电极上形成有检测层的酶电极。
[0066]通过使用酶电极，能够测定血液试样中含有的测定对象物质的浓度。此处，作为测定对象物质，只要是可通过使用酶电极的测定方法进行测定的物质就没有特别限制，优选生物体来源且可作为疾病或健康状态的指标的物质，例如可以举出葡萄糖、胆固醇等。
[0067]利用酶电极所测定的优选为基于来源于测定对象物质的电子向电极的迀移而产生的电荷迀移限速电流。这是指，通过酶与测定对象物质的反应，电子由该酶迀移到电极时产生的电流，其是不依赖于时间的稳态电流，优选为双电层的充电所致的瞬态电流产生后的稳态电流。
[0068](生物传感器的制造法)
[0069]下面，参照图1对本发明的生物传感器A的制造法进行说明，但这只不过是一个方式，本发明的生物传感器的制造法不限定于此。
[0070]首先，在绝缘性基板5上利用导电性碳油墨等印刷4个电极图案。在其中的一个电极图案中添加包含导电性高分子和交联剂的溶液，制成血细胞比容用电极I。另外，在另一个电极图案中添加包含酶、导电性高分子、交联剂和导电性颗粒的溶液，制成酶电极3。进而，在另一个电极图案中添加银/氯化银溶液，制成参比电极4。剩余的电极直接用作反电极
2。然后，以这些电极的一部分露出而形成反应部6的方式，在基板上丝网印刷绝缘性树脂，形成绝缘层5。
[0071 ](血液试样中的测定对象物质的测定方法)
[0072]本发明的血液试样中的测定对象物质的浓度测定方法包括下述步骤:向上述生物传感器供给血液试样的步骤;检测对工作电极施加第一电压时流动的第一电流值，由所检测出的第一电流值计算出测定对象物质的浓度的步骤;检测对血细胞比容用电极施加第二电压时流动的第二电流值的步骤;和利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对上述测定对象物质的浓度进行校正的步骤。
[0073]对工作电极施加第一电压和对血细胞比容用电极施加第二电压可以同时进行，也可以利用时间差来进行。
[0074]作为第二电压，为400mV?800mV的恒压，优选500mV?700mV、更优选550mV?650mV、特别优选600mV。
[0075]作为第一电压，为OmV?400mV的恒压，优选10mV?300mV。
[0076]通过对酶电极施加OmV?400mV的恒压，电流与测定对象物质的浓度成比例地流动，因而可由该电流值获知葡萄糖等测定对象物质的浓度的值(临时的浓度值)。需要说明的是，酶电极中流动的电流的测定优选在施加电压后3秒?60秒进行。
[0077]另外，若葡萄糖等测定对象物质的浓度一定，则对血细胞比容用电极施加400mV?SOOmV的恒压时的电流与试样的血细胞比容值具有负的相关关系。需要说明的是，血细胞比容用电极中流动的电流的测定优选在施加电压后3秒?60秒进行。
[0078]若预先求出各测定对象物质浓度下施加400mV?800mV的恒压时血细胞比容用电极中流动的电流值与血细胞比容值的关系，则可由上述临时的浓度值和血细胞比容用电极中流动的电流值获知测定中使用的血液的血细胞比容值。
[0079]并且，若预先求出测定对象物质的浓度与酶电极中流动的电流值的关系、以及血细胞比容值对其产生的影响，通过利用血细胞比容值进行校正，能够测定葡萄糖等测定对象物质的准确的浓度。需要说明的是，若预先获知血细胞比容用电极中流动的电流值与血细胞比容值的关系，也可以不计算出血细胞比容值而利用血细胞比容用电极中流动的电流值对测定对象物质的浓度的值进行校正。
[0080 ](血液试样中的血细胞比容值的测定方法)
[0081]本发明的血液试样中的血细胞比容值的测定方法包括下述步骤:向具备表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极的生物传感器供给血液试样的步骤;和检测对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的电流值的步骤。若预先求出各测定对象物质浓度下的施加400mV?800mV的恒压时血细胞比容用电极中流动的电流值与血细胞比容值的关系，则可由上述临时的浓度值和血细胞比容用电极中流动的电流值获知测定中使用的血液的血细胞比容值。
[0082 ](血液试样中的测定对象物质的测定装置)
[0083]接着，利用附图对本发明的测定装置B进行说明。此处，对使用葡萄糖传感器作为生物传感器的葡萄糖测定装置进行了例示，但本发明的测定装置不限定于以下方式。
[0084]本发明的测定装置由下述部分构成:上述生物传感器;对生物传感器的工作电极和血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部;检测对工作电极施加第一电压时流动的第一电流值和对血细胞比容用电极施加第二电压时流动的第二电流值的检测部；由上述第一电流值计算出测定对象物质的浓度，利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对测定对象物质的浓度进行校正的运算部;和输出上述经校正的物质的浓度的输出部。
[0085]图2示出了容纳在测定装置B内的主要电子部件的构成例。控制计算机18、恒电位仪19、电力供给装置11设置在容纳于壳体内的基板20上。
[0086]控制计算机18从硬件上来说包含CPU(中央运算处理装置)之类的处理器、存储器(RAM(Random Access Memory，随机存取存储器)、R0M(Read Only Memory，只读存储器))之类的记录介质、以及通信单元，处理器将记录介质(例如ROM)中存储的程序加载至RAM并执行，由此，作为具备输出部10、控制部12、运算部13和检测部14的装置发挥功能。需要说明的是，控制计算机18也可以包含半导体存储器(EEPR0M，闪存)或硬盘之类的辅助存储装置。[0087 ]控制部12对电压施加的时机、施加电压值等进行控制。
[0088]电力供给装置11具有电池16，向控制部计算机18或恒电位仪19供给工作用的电力。需要说明的是，电力供给装置11也可以设置在壳体的外部。
[0089]恒电位仪19是使工作电极的电位相对于参比电极固定的装置，其由控制部12进行控制，使用端子CR、W在葡萄糖电极(酶电极)17的反电极(参比电极)与工作电极之间、以及血细胞比容用电极21的反电极与工作电极之间施加规定的电压，分别测定在端子W得到的工作电极的响应电流，将测定结果送到检测部14。
[0090]运算部13进行用于由通过葡萄糖电极检测出的电流值求出葡萄糖浓度的运算、和用于由通过血细胞比容用电极检测出的电流值求出血细胞比容值(在利用血细胞比容用电极中流动的电流值进行校正的情况下可省略)的运算，进而利用第二电流值或在运算部基于第二电流值计算出的血细胞比容值对葡萄糖的浓度进行校正，并存储所得到的值。输出部10与显示部单元15之间进行数据通信，将由运算部13得到的测定对象物质的浓度的运算结果发送到显示部单元15。显示部单元15例如可以将由测定装置B接收到的葡萄糖浓度的运算结果以规定的格式显示在显示画面上。
[0091]图3为示出利用控制计算机18进行的葡萄糖浓度测定处理的示例的流程图。控制计算机18的CPU(控制部12)受理葡萄糖浓度测定的开始指示时，控制部12控制恒电位仪19，对葡萄糖电极和血细胞比容用电极分别施加上述规定的电压，分别开始响应电流的测定(步骤S01)。需要说明的是，可以将检测到传感器向测定装置的安装作为浓度测量开始指不O
[0092]接着，恒电位仪19测定通过施加电压得到的响应电流、即在葡萄糖电极的响应电流和在血细胞比容用电极的响应电流，并送到检测部14(步骤S02)。
[0093]运算部13基于电流值进行运算处理，计算出葡萄糖浓度和血细胞比容值(在利用血细胞比容用电极中流动的电流值进行校正的情况下可省略)(步骤S03)。例如，控制计算机3的运算部13预先保存有葡萄糖浓度的计算式或葡萄糖浓度的校正曲线数据，使用这些计算式或校正曲线计算出葡萄糖浓度(临时)。另外，控制计算机3的运算部13预先保存有显示各葡萄糖浓度下的电流值与血细胞比容值的关系的计算式或校正曲线数据，使用这些计算式或校正曲线以及所计算出的葡萄糖浓度(临时)来计算出血细胞比容值。
[0094]进而，运算部13利用上述血细胞比容值对上述葡萄糖浓度(临时)进行校正，计算出校正后的葡萄糖值(步骤S04)。例如，控制计算机3的运算部13预先保存有显示血细胞比容值与葡萄糖浓度的关系的计算式或校正曲线数据，使用这些计算式或校正曲线对葡萄糖浓度进行校正。
[0095]输出部10将校正后的葡萄糖浓度的计算结果通过形成在输出部10与显示部单元15之间的通信链路发送到显示部单元15(步骤S05)。之后，控制部12对测定错误的有无进行检测(步骤S06)，若没有错误则终止测定，将葡萄糖浓度显示于显示部。若有错误，则在进行错误显示后，结束基于图3的流程的处理。
[0096](血细胞比容值的测定装置)
[0097]本发明的血细胞比容值的测定装置由下述部分构成:具备表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极的生物传感器;对生物传感器的血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部;检测对血细胞比容用电极施加电压时流动的电流值的检测部；由上述电流值计算出血细胞比容值的运算部;和输出上述血细胞比容值的输出部。
[0098]实施例
[0099]下面，对生物传感器的实施例进行说明。但是，以下的实施例不过是一个方式，本发明的内容并不限定于以下的方式。
[0100]〈电极制作〉
[0101]如图1所示，使用导电性碳油墨作为基底电极材料，利用丝网印刷方法在聚对苯二甲酸乙二醇酯基材(东丽制E-22)(长50mm、宽5mm、厚250μηι)的一个表面上进行图案化印刷，形成4电极图案。将其中的一个电极直接作为反电极，在另一个电极上涂布银-氯化银油墨(BAS公司制造)，在80°C干燥20分钟，形成银-氯化银电极，制成参比电极。
[0102]进而，在剩余的两个电极上分别涂布后述的试剂溶液，在100°C的干燥炉中干燥2小时，由此分别制成血细胞比容用电极和酶电极(工作电极)。
[0103]需要说明的是，在通过图案化印刷形成4电极图案后，在各电极上涂布试剂之前，按照具备露出这些电极的一部分的窗的方式，将绝缘性树脂聚酯油墨(朝日化学研究所制UVF系列)丝网印刷到上述电极上，形成绝缘层。
[0104]最后，利用双面胶带粘贴规定了厚度的亲水性膜，形成毛细管，由此得到生物传感器。
[0105](试剂溶液)
[0106]制备下述的试剂溶液，用于上述血细胞比容用电极和酶电极(工作电极)用。
[0107]科琴黑(三菱炭黑制造)1.20%
[0108]导电性高分子:磺化聚苯胺水溶液(商品名:aquaPASS-0Ix、三菱丽阳株式会社制造)0.40%
[0109]含噁唑啉基聚合物EPOCROS WS_700(日本催化剂)6.0%
[0110]酶(Cy-GDH)4.5mg/mL
[0111]磷酸缓冲液(pH5.8)10mM
[0112]蔗糖0.5%
[0113]需要说明的是，“％”表示在试剂溶液中含有的试剂的重量％浓度。
[0114](循环伏安法)
[0115]通过考察循环伏安法波形来评价生物传感器的血细胞比容用电极的响应特性。循环伏安法波形如下进行考察:在向生物传感器的试样供给部(反应部)导入葡萄糖浓度为Omg/dL、血细胞比容值分别为20 %、42 %、70 %的全血试样后，按照扫描速度为20mV/秒、对血细胞比容用电极的施加电压为_800mV—+800mV的方式进行扫描，测定扫描时的响应电流。图4为通过测定得到的循环伏安法波形。结果可知，在600mV附近(400mV?SOOmV)电流值因血细胞比容值而变化。认为这是由于血细胞的遮蔽效果所产生的影响和血浆中的成分与导电性高分子反应所导致的。
[0116]另外，改变葡萄糖浓度并进行了同样的实验，结果可知，在葡萄糖浓度为100mg/dL和600mg/dL时，在600mV附近(400mV?800mV)电流值也因血细胞比容值而变化。
[0117]将各葡萄糖浓度下施加600mV的电压时的电流值与血细胞比容值的关系示于图5。
[0118]如此可知，施加600mV附近(400mV?800mV)的电压时的电流值与血细胞比容值存在负的相关关系。
[0119]需要说明的是，在不加入导电性高分子的情况下，600mV附近(400mV?800mV)的电流值未观察到血细胞比容值所引起的差异(未图示)。
[0120]另外可知，在使用SEPLAGYDA(Shin_EtsuPolymer)来代替aquaPASS-Olx作为导电性高分子时，施加600mV电压时的电流值与血细胞比容值也存在负的相关关系(图6)。
[0121]图7中示出另行求出的各血细胞比容值下的酶电极中流动的电流值与葡萄糖浓度的关系。
[0122]由施加600mV时血细胞比容用电极中流动的电流值计算出血细胞比容值，由该值和施加OmV?400mV时酶电极中流动的电流值可以计算出利用血细胞比容值校正后的葡萄糖浓度。
[0123]符号说明
[0124]A-.?生物传感器
[0125]I..?血细胞比容用电极
[0126]2..?反电极
[0127]3..?酶电极
[0128]4..?参比电极
[0129]5..?基板
[0130]6...绝缘层
[0131]7...反应部
[0132]B..?测定装置
[0133]10...输出部
[0134]11...电力供给装置
[0135]12..?控制部
[0136]13...运算部
[0137]14..?检测部
[0138]15...显示部单元
[0139]16...电池
[0140]17...葡萄糖传感器
[0141]18..?控制计算机
[0142]19...恒电位仪
[0143]20...基板
[0144]21...血细胞比容用电极
[0145]CR,W..?端子
【主权项】
1.一种生物传感器，其具备在表面固定有导电性高分子的血细胞比容用电极。2.如权利要求1所述的生物传感器，其中，导电性高分子为水溶性的导电性高分子。3.如权利要求1所述的生物传感器，其中，导电性高分子为聚苯胺。4.如权利要求1所述的生物传感器，其中，导电性高分子由交联剂固定化。5.如权利要求4所述的生物传感器，其中，交联剂为含醛基的化合物、含碳二亚胺基的化合物、含马来酰亚胺基的化合物、含噁唑啉基的化合物、含环氧基的化合物或它们的组入口 ο6.如权利要求1?5中任一项所述的生物传感器，其中，进一步具备工作电极、反电极、参比电极。7.如权利要求6所述的生物传感器，其中，工作电极为酶电极。8.如权利要求7所述的生物传感器，其中，酶电极具有包含酶、导电性高分子和交联剂的试剂层。9.如权利要求8所述的生物传感器，其中，所述试剂层进一步包含导电性颗粒。10.如权利要求7所述的生物传感器，其中，酶为氧化还原酶。11.如权利要求10所述的生物传感器，其中，氧化还原酶为糖类的氧化还原酶。12.—种血液试样中的测定对象物质的浓度测定方法，其包括下述步骤: 向权利要求6?11中任一项所述的生物传感器供给血液试样的步骤； 检测对工作电极施加OmV?400mV的电压时流动的第一电流值，由所检测出的第一电流值计算出测定对象物质的浓度的步骤； 检测对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的第二电流值的步骤;和利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对所述测定对象物质的浓度进行校正的步骤。13.如权利要求12所述的浓度测定方法，其中，测定对象物质为葡萄糖。14.一种测定装置，其由下述部分构成: 权利要求6?11中任一项所述的生物传感器； 对生物传感器的工作电极和血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部； 检测对工作电极施加电压时流动的第一电流值和对血细胞比容用电极施加电压时流动的第二电流值的检测部； 由所述第一电流值计算出测定对象物质的浓度，利用第二电流值或由第二电流值计算出的血细胞比容值对测定对象物质的浓度进行校正的运算部;和输出所述经校正的测定对象物质的浓度的输出部。15.如权利要求14所述的测定装置，其中，测定对象物质为葡萄糖。16.—种血液试样中的血细胞比容值的测定方法，其包括下述步骤: 向权利要求1?5中任一项所述的生物传感器供给血液试样的步骤;和 检测对血细胞比容用电极施加400mV?800mV的电压时流动的电流值的步骤。17.一种测定装置，其由下述部分构成: 权利要求1?5中任一项所述的生物传感器； 对生物传感器的血细胞比容用电极的电压施加进行控制的控制部； 检测对血细胞比容用电极施加电压时流动的电流值的检测部；由所述电流值计算出血细胞比容值的运算部;和输出所述血细胞比容值的输出部。
【文档编号】G01N27/30GK106053560SQ201610208178
【公开日】2016年10月26日
【申请日】2016年4月6日 公开号201610208178.4, CN 106053560 A, CN 106053560A, CN 201610208178, CN-A-106053560, CN106053560 A, CN106053560A, CN201610208178, CN201610208178.4
【发明人】佐永田惠, 兼田悠
【申请人】爱科来株式会社