专利名称：血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置的制作方法
技术领域：
本发明涉及血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置。
背景技术：
在临床检查和糖尿病患者的血糖值自行测定等中，一直以来使用血液成分测定用传感器。血液成分测定用传感器的构成为例如在表面上形成有工作电极和对电极的绝缘基板上，隔着隔板配置有盖子。在上述工作电极和对电极的上面配置含有氧化还原酶和介体(电子传递体)等的试剂，该部分成为分析部。用于导入血液的流路的一端与该分析部连通，上述流路的另一端朝向外部开口，该处成为血液供给口。使用这种传感器的血液成分的分析(例如血糖值)例如如下进行。即，首先将上述传感器安装在专用的测定装置(测定器)上。接着，用刺血针刺破指尖等使其受伤出血，使其与上述传感器的血液供给口接触。血液通过毛细管现象被吸入至传感器的流路中，经过该流路被导入至分析部，在此与上述试剂接触。然后，血液中的成分与氧化还原酶反应，发生氧化还原反应，由此通过介体而流出电流。检测该电流，以该电流值为基础在上述测定装置中计算血液成分量，并将其显示。
如上所述，使用传感器能够测定血液成分，但由于其测定值往往受到血细胞比容(Hct)的影响，因此为了得到正确的测定值，必须测定Hct值、并以该值为基础校正血液成分量的值。例如有通过利用2个工作电极和1个参比电极进行的Hct值的测定来校正血液成分量的传感器(参照专利文献1)。另外，也有使用介体测定Hct值的方法(参照专利文献2)。但是，以往的技术在所测定的Hct值的精度和可靠性上存在问题，不能充分且正确地进行校正。
专利文献1日本特表2003-501627号公报专利文献2日本专利特许第3369183号公报发明内容因此，本发明的目的在于提供通过以高精度和高可靠性测定Hct值而能够充分且正确地校正血液成分量的血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器及测定装置。
为了达成上述目的，本发明的测定方法为血液成分的测定方法，该方法包含在介体的存在下，利用氧化还原酶将血液中的血液成分氧化还原，通过电极系统检测此时产生的氧化电流或还原电流，以上述电流值为基础计算上述血液成分量，该方法进一步包含测定上述血液中的Hct值、并利用该Hct值校正上述血液成分值的校正工序，上述Hct值的测定方法为准备含有工作电极和对电极的电极系统，在上述两电极中的工作电极上不配置介体，而在对电极上配置介体；将血液导入至上述电极系统，在该状态下对上述电极系统施加电压，由此检测流至上述两电极间的氧化电流或还原电流，以该电流值为基础计算Hct值。
另外，本发明的传感器用于通过氧化还原血液成分、并利用电极检测由该反应产生的氧化电流或还原电流来测定上述血液成分，其具有第1分析部和第2分析部，上述第1分析部具有第1电极系统，上述第2分析部具有第2电极系统，在上述第1电极系统上配置至少将上述血液成分作为基质的氧化还原酶和介体，在上述第1分析部上，在介体的存在下，通过上述氧化还原酶将上述血液成分氧化还原，通过上述第1电极系统检测施加电压时产生的氧化电流或还原电流，从而测定上述血液成分，在上述第2分析部中，上述第2电极系统具有工作电极和对电极，在上述2个电极中的工作电极上未配置介体，而在对电极上配置有介体，将上述血液导入至上述第2电极系统中，在该状态下对上述血液施加电压，由此测定流至工作电极和对电极之间的氧化电流或还原电流的电流值，从而测定上述血液的Hct值。
本发明的测定装置为血液成分的测定装置，该测定装置具有保持上述本发明的传感器的保持机构、对上述传感器的第1电极系统施加电压的机构、检测流至上述第1电极系统的氧化电流或还原电流的检测机构、由上述所检测的电流值计算上述血液成分量的计算机构、对上述传感器的第2电极系统施加电压的施加机构、检测流至上述传感器第2电极系统的氧化电流或还原电流的机构、由上述所检测的电流值计算上述血液中Hct值的计算机构。
由此，本发明的特征在于Hct值的测定。即，当测定Hct值时，通过仅在对电极上配置介体，能够以高精度和高可靠性简单地检测反映Hct值的电流。因此，通过本发明的测定方法、传感器和测定装置，以该高精度和高可靠性测定的Hct值为基础来校正血液成分的量，因此能够充分且正确地进行校正，其结果是校正后的血液成分量的值也为高精度和高可靠性。
图1为表示本发明传感器一例的分解立体图。
图2为上述传感器的剖面图。
图3为上述传感器的平面图。
图4为表示本发明传感器另一例的分解立体图。
图5为上述传感器的剖面图。
图6为上述传感器的平面图。
图7A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图7B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图7C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图8A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图8B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图8C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图9A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图9B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图9C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图10A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图10B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图10C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图11A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图11B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图11C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图12A为表示本发明传感器的另一例中试剂层的配置状态的图，图12B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图12C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图13A为表示比较例的传感器中试剂层的配置状态的图，图13B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图13C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图14A为表示另一比较例的传感器中试剂层的配置状态的图，图14B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图14C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图15A为表示另一比较例的传感器中试剂层的配置状态的图，图15B为表示在上述例中相对于电压的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图15C为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图16A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(0.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图16B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图17A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(1.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图17B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图18A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(1.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图18B为表示在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图19A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(2.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图19B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图20A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(2.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图20B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图21A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(3.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图21B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图22A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(3.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图22B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图23A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(4.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图23B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图24A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(4.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图24B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图25A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(5.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图25B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图26A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(5.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图26B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图27A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(6.0V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图27B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图28A为表示在本发明传感器的另一例中相对于电压(6.5V)的施加、Hct测定的响应电流值(μA)随时间变化的图；图28B为在上述例中相对于电压的施加、灵敏度差(％)随时间变化的图。
图29为表示本发明测定装置一例的立体图。
图30为表示本发明传感器另一例的平面图。
图31为表示上述例的测定装置构成的平面图。
符号说明11、12、13、21、22、23、24、81、82、111、112、113、114 电极14、25、83 试剂部(试剂层) 15、26、84 流路16、27、85 通气孔 101、201、801 绝缘基板102、202、802 隔板 103、203、803 盖子121 传感器 122 检体供给口130、123 测定装置 124 显示部125 安装口 131 CPU132 LCD133 基准电压源134 A/D转换电路135 电流/电压转换电路
136 切换电路137a、137b、137c、137d 连接器具体实施方式
下面，详细说明本发明。
本发明的血液成分的测定方法和传感器中，上述Hct值的测定或上述第2分析部中的介体没有特别限定，例如可列举出铁氰化物、对苯醌、对苯醌衍生物、吩嗪硫酸二甲酯、亚甲基蓝、二茂铁、二茂铁衍生物。其中，优选为铁氰化物，更优选为铁氰化钾。上述介体的配合量没有特别限定，每次测定或每个传感器例如为0.1～1000mM、优选为1～500mM、更优选为10～200mM。
本发明的血液成分的测定方法和传感器中，以防止杂质的吸附和防止氧化等为目的，优选使用高分子材料覆盖上述Hct值的测定和第2分析部的未配置介体的电极。作为上述高分子材料，例如可列举出羧甲基纤维素(CMC)、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、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多熔素等多氨基酸、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等。这些物质可单独使用，也可组合使用2种或更多种。利用高分子材料进行的电极覆盖没有特别限制，例如可准备高分子材料溶液，将其涂布在电极表面，接着干燥除去上述涂膜中的溶剂。
本发明的血液成分的测定方法和传感器中，上述Hct值的测定和第2分析部的上述工作电极和对电极之间的施加电压优选大于等于水电解的电压，更优选为1～10V的范围，进一步优选为1～6.5V的范围。通过施加大于等于水电解的电压的电压，能够以更高的灵敏度测定仅依赖于血细胞比容的电流，且能够得到不受血液中所存在的其它氧化还原物质的影响、不依赖于个体差异(个人差异)的稳定的电流。另外，施加时间例如为0.001～60秒、优选为0.01～10秒、更优选为0.01～5秒。
本发明的血液成分的测定方法和传感器中，优选上述Hct值的测定和第2分析部中上述工作电极和对电极之间的最近距离为0.05mm或以上。只要电极间距离在0.05mm或以上，则测定值的可靠性提高。更优选的电极间距离为0.1mm或以上，进一步优选为0.5mm或以上。
本发明的血液成分的测定方法中，通过上述Hct值的校正优选是以预先作成的Hct值和血液成分量的校准曲线和校准表的任一个为基础的校正。
本发明的血液成分的测定方法中，血液成分的测定和Hct值的测定的测定顺序没有特别限制，如后所述，在共有电极时，优选首先测定血液成分，然后测定Hct值。即，血液成分测定中的工作电极在Hct测定中作为对电极使用。该电极上最初配置有氧化状态的介体(例如铁氰化钾)。该介体通过血液成分的测定通过酶反应先被还原，为了血液成分测定再被氧化。因此，血液成分测定后的该电极表面上主要存在铁氰化离子。另一方面，为了抑制在对电极的电解还原反应成为速率决定过程，优选在Hct测定中对电极附近存在大量的铁氰化离子。因此，优选将血液成分测定时的工作电极作为其测定后Hct测定中的对电极来组合使用。
本发明的血液成分的测定方法中，检测上述血液成分测定中的上述氧化电流或还原电流的电极系统优选含有工作电极和对电极。
本发明的血液成分的测定方法中，优选进一步测定上述测定环境温度，并由此校正上述血液成分量。这是因为酶反应受其环境温度所影响。此时，通过上述温度的校正优选是以预先作成的校准曲线和校准表的任一个为基础的校正。
本发明的血液成分的测定方法和传感器中，测定对象的血液成分例如为葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素和胆固醇等。另外，上述氧化还原酶可根据测定对象的血液成分适当选择。作为上述氧化还原酶，例如有葡萄糖氧化酶、乳酸酯氧化酶、胆固醇氧化酶、胆红素氧化酶、葡萄糖脱氢酶、乳酸酯脱氢酶等。上述氧化还原酶的量，例如每个传感器或者每次测定例如为0.01～100U、优选为0.05～10U、更优选为0.1～5U。其中优选将葡萄糖作为测定对象，此时氧化还原酶优选为葡萄糖氧化酶和葡萄糖脱氢酶。
本发明的血液成分测定用传感器中，优选上述第1电极系统具有工作电极和对电极。而且，优选本发明传感器的上述第1电极系统和第2电极系统中，上述第1电极系统所包含的任一个电极或者所有电极兼作上述第2电极系统的对电极。更优选上述第1电极系统和第2电极系统中，仅上述第1电极系统的上述工作电极兼作上述第2电极系统的对电极。
本发明的血液成分测定用传感器中，配置于上述第1电极系统上的介体没有特别限制，例如可列举出铁氰化物、对苯醌、对苯醌衍生物、吩嗪硫酸二甲酯、亚甲基蓝、二茂铁、二茂铁衍生物。其中优选为铁氰化物，更优选为铁氰化钾。上述介体的配合量没有特别限制，每次测定或每个传感器例如为0.1～1000mM、优选为1～500mM、更优选为10～200mM。
本发明的血液成分测定用传感器优选进一步具有绝缘基板，且在其上形成有第1分析部和第2分析部以及用于将血液导入至上述各分析部的流路，上述流路的一端朝向传感器外部开口，成为血液供给口。此时，上述血液供给口为一个，上述流路在其途中分支，分支的各流路的端部与上述各分析部连通。另外，第2分析部可位于上述流路的途中，第1分析部位于其后方。
本发明的血液成分测定用传感器优选为下述构成进一步具有隔板和盖子，在上述绝缘基板上隔着上述隔板配置有上述盖子。
本发明的血液成分测定用传感器中优选在第1电极系统上进一步配置有高分子材料、酶稳定剂和晶体均化剂。
上述高分子材料防止杂质向电极表面的吸附和电极表面的氧化，保护电极表面。作为上述高分子材料，例如可列举出CMC、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、聚乙烯醇、聚乙烯吡咯烷酮、多熔素等多氨基酸、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等。这些物质可单独使用，也可组合使用2种或更多种。其中，优选为CMC。上述高分子材料的比例相对于用于制作试剂部的试剂液整体例如为0.001～10重量％、优选为0.005～5重量％、更优选为0.01～2重量％。
作为上述酶稳定剂，例如可列举出糖醇。作为上述糖醇，例如可列举出山梨糖醇、麦芽糖醇、木糖醇、甘露糖醇、乳糖醇、还原巴拉金糖(paratinose)、阿拉伯糖醇、甘油、核糖醇、半乳糖醇、景天庚糖醇、鳄梨糖、景天庚酮糖、安息香醇、远志糖醇、艾杜糖醇、塔罗糖醇、阿洛糖醇、isylitol、还原淀粉糖浆、isylitol等链状多元醇和环式糖醇。另外，还可以是这些糖醇的立体异构体、取代物或衍生物。这些糖醇可单独使用，也可组合使用2种或更多种。其中优选为麦芽糖醇。上述酶稳定剂的配合量是每次测定或每个传感器例如为0.1～500mM的范围、优选为0.5～100mM的范围、更优选为1～50mM的范围。
上述晶体均化剂为用于将试剂部的晶体状态均化的物质，例如可列举出氨基酸。作为上述氨基酸，例如可列举出甘氨酸、丙氨酸、缬氨酸、亮氨酸、异亮氨酸、丝氨酸、苏氨酸、蛋氨酸、天冬酰胺、谷氨酰胺、精氨酸、赖氨酸、组氨酸、苯基丙氨酸、色氨酸、脯氨酸、肌氨酸、甜菜碱、牛磺酸以及它们的盐、取代物和衍生物。这些物质可单独使用，也可组合使用2种或更多种。其中优选为甘氨酸、丝氨酸、脯氨酸、苏氨酸、赖氨酸、牛磺酸，更优选为牛磺酸。上述晶体均化剂的配合量是每次测定或每个传感器例如为0.1～1000mM、优选为10～500mM、更优选为20～200mM。
本发明的血液成分测定用传感器优选进一步具有血液检测电极，该血液检测电极，距离上述血液供给口，比上述各分析部的至少一个位于更后方，通过该血液检测电极，能够检测血液确实被导入至上述各分析部的至少一个中。更优选上述血液检测电极位于上述各分析部的最后方。
优选本发明的测定装置中进一步具有通过上述Hct值来校正上述血液成分量的校正机构。本发明的测定装置中，优选对上述第2电极系统所施加的电压为大于等于水电解值的电压，更优选为1～10V的范围，进一步优选为1～6.5V的范围。
图29的立体图表示安装了本发明传感器的状态的本发明的测定装置的一例。如图所示，该测定装置123在其一端具有传感器的安装口125，在此安装并保持传感器121。122为传感器121的检体供给口。该测定装置123的大致中央处具有显示部124，在此显示测定结果。
本发明的测定装置中，优选具有连接器、切换电路、电流/电压转换电路、A/D转换电路、基准电压源、CPU和液晶显示部(LCD)。由此能够对本发明传感器的第1电极系统和第2电极系统施加电压，另外，能够检测在上述两电极系统中流动的电流值，由此计算血液成分量或Hct值，进而以上述Hct值为基础来校正上述血液成分量，并显示该校正值。本发明测定装置的电路构成例如有后述的例子。
下面，根据
本发明的血液成分测定用传感器的实施例。
实施例1图1、图2和图3表示本发明的血液成分测定用传感器的一例。图1为上述传感器的分解立体图，图2为剖面图，图3为平面图，上述三图中，同一部分带有同一符号。
如图所示，该传感器在绝缘基板101上形成有3个电极11、12和13。这些电极能够切换为工作电极和对电极。电极13的表面被CMC等高分子材料覆盖。电极11和12所形成的电极部中配置有试剂层14。试剂层14含有葡萄糖脱氢酶等氧化还原酶和介体，还含有高分子材料、酶稳定剂、晶体均化剂作为任意成分。这些试剂的种类和配合比例如上所述。在上述绝缘基板101上，留有一侧端部(图中为右侧端部)隔着隔板102配置盖子103。在该传感器上形成有电极13和用于将血液导入至电极11、12的流路15。该流路15为途中分支的T字形状，各分支端部与上述各电极部连通，上述流路的前端延伸至传感器的另一端部(图中为左侧端部)，且朝向外部开口，成为血液供给口。上述3个电极11、12和13分别与导线连接，这些导线延伸于上述一侧的端部侧，导线的前端不被盖子覆盖而露出。在上述盖子103与流路15的分支端相对应的部分上形成有2个通气孔16。
本发明的上述绝缘基板的材质没有特别限制，例如可使用聚对苯二甲酸乙二酯(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)、单体浇注尼龙(MC)、聚对苯二甲酸丁二酯(PBT)、甲基丙烯酸树脂(PMMA)、ABS树脂(ABS)、玻璃等。其中，优选为聚对苯二甲酸乙二酯(PET)、聚碳酸酯(PC)、聚酰亚胺(PI)，更优选为聚对苯二甲酸乙二酯(PET)。绝缘基板的大小没有特别限制，例如全长为5～100mm、宽为2～50mm、厚度为0.05～2mm，优选全长为7～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.1～1mm，更优选全长为10～30mm、宽为3～10mm、厚度为0.1～0.6mm。
绝缘基板上的电极和导线可如下形成例如将金、铂、钯等作为材料，通过溅射法或蒸镀法形成导电层，利用激光将其加工成特定的电极图形，由此形成。作为激光，例如可使用YAG激光、CO2激光、准分子激光等。电极图形不仅限于在实施例等中公开的图形，只要是能够实现本发明的效果，则电极图形没有限制。电极13的表面覆盖可如下实施例如制备高分子材料的溶液，将其滴加或涂布在上述电极表面上，接着干燥。干燥例如有自然干燥、风干、热风干燥、加热干燥等。
上述试剂部14可如下形成例如将0.1～5.0U/传感器的PQQ-GDH、1 0～200mM的铁氰化钾、1～50mM的麦芽糖醇、20～200mM的牛磺酸添加在0.01～2.0wt％CMC水溶液中使其溶解，制备试剂溶液，将该试剂溶液滴加在上述基板的电极11和12上，使其干燥，由此形成。上述干燥例如可自然干燥，也可以是使用热风的强制干燥，但由于过于高温则酶有可能失活，因此优选50℃左右的热风。
本发明中的隔板的材质没有特别限制，例如可使用与上述绝缘基板同样的材料。并且，隔板的大小没有特别限制，例如全长为5～100mm、宽为2～50mm、厚度为0.01～1mm，优选全长为7～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.05～0.5mm，更优选全长为10～30mm、宽为3～10mm、厚度为0.05～0.25mm。在隔板上形成有T字形状的切口部，该切口部成为用于血液导入的流路，其大小为，例如从血液供给口至分支部的长度为0.5～20mm，从分支部至分支端部的长度为1～25mm、宽为0.1～5mm；优选从血液供给口至分支部的长度为1～10mm，从分支部至分支端部的长度为1.5～10mm、宽为0.2～3mm；更优选从血液供给口至分支部的长度为1～5mm，从分支部至分支端部的长度为1.5～5mm、宽为0.5～2mm。该切口部例如可通过激光或钻头等穿孔而形成，也可在隔板形成时使用可形成切口部的模具而形成。
本发明中的盖子的材质没有特别限制，例如可使用与上述绝缘基板同样的材料。更优选亲水性处理盖子与试样供给路的顶部相当的部分。作为亲水性处理，例如有涂布表面活性剂的方法，通过等离子处理等在盖子表面导入羟基、羰基、羧基等亲水性官能团的方法。盖子的大小没有特别限制，例如全长为5～100mm、宽为3～50mm、厚度为0.01～0.5mm，优选全长为10～50mm、宽为3～20mm、厚度为0.05～0.25mm，更优选全长为15～30mm、宽为5～10mm、厚度为0.05～0.2mm。优选在盖子上形成通气孔，形状例如有圆形、椭圆形、多边形等，其大小例如最大直径为0.01～10mm、优选最大直径为0.025～5mm、更优选最大直径为0.025～2mm。另外，也可设置多个通气孔。该通气孔可通过例如激光或钻头等穿孔而形成，也可在盖子形成时使用可形成通气部的模具来形成。该传感器可通过按顺序层叠绝缘基板、隔板和盖子成为一体来制造。为了形成为一体，可以使用粘合剂将上述3个构件粘贴或者也可以热熔融粘合。作为上述粘合剂，可使用例如环氧系粘合剂、丙烯酸系粘合剂、聚尿烷系粘合剂以及热固性粘合剂(热熔粘合剂等)、UV固化性粘合剂等。
使用该传感器的血糖值测定例如可如下实施。即，首先使用专用的刺血针将指尖等刺破使其出血。另一方面，将上述传感器安装在专用的测定装置(测定器)上，然后使安装在测定装置的传感器的血液供给口与出血的血液相接触，通过毛细管现象，将血液导入至传感器内部。通过该传感器进行的分析按下述步骤进行。
(步骤1检体(血液)的检测)在电极11、电极13的两电极间施加电压，通过随着血液的导入所发生的电流值变化来检测血液的导入。一旦确认了血液的导入，则开始以下的步骤。步骤1中的施加电压例如为0.05～1V。
(步骤2葡萄糖的测定)使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间后，将电极11作为工作电极，将电极12作为对电极，对上述两电极施加电压，通过酶反应将在电极11上产生的还原状态的介体氧化，检测其氧化电流。上述葡萄糖与氧化还原酶的反应时间例如为0～60秒、优选为0.5～30秒、更优选为1～10秒。步骤2中的施加电压和施加时间例如为0.05～1V、优选为0.1～0.8V、更优选为0.2～0.5V，施加时间例如为0.01～30秒、优选为0.1～10秒、更优选为1～5秒。
(步骤3Hct值的测定)将电极13作为工作电极，将电极11作为对电极，对上述两电极施加电压，由此能够检测依赖于Hct值的电流，该Hct值以血液成分的电解氧化反应为基础。由所检测的电流换算为Hct值可通过预先求出校准曲线或校准曲线表来进行。该校正可使用从预先作成的电流与Hct值的校准曲线求得的Hct值，也可直接使用所检测的电流。步骤3中的施加电压和施加时间例如为1～10V、优选为1～6.5V、更优选为2～3V，施加时间例如为0.001～60秒、优选为0.01～10秒、更优选为0.01～5秒。该步骤中，在作为工作电极的电极13上不配置介体，并且电极13和电极11之间有一定间隙，在该间隙中不配置介体等试剂而仅存在血液，因此能够检测到不受试剂影响、且依赖于Hct值的氧化电流。该步骤3优选在步骤2完成后实施。对电极在该例中为电极11，但也可以将电极12作为对电极进行测定。电极11和12两者都可作为对电极。即使电极13的表面不被高分子材料等覆盖，也能进行测定。
(步骤4血液成分的校正)通过在步骤3中检测的Hct值，校正在步骤2中得到的葡萄糖量。该校正优选以预先作成的校准曲线(含有校准表)为基础进行。所校正的葡萄糖量由测定装置显示或储存。如上所述，也可以不是在先计算Hct值后进行葡萄糖量的校正，而是直接使用在步骤3中所检测的依赖于Hct值的电流来校正葡萄糖量。
实施例2图4、图5和图6表示本发明的血液成分测定用传感器的另一例。图4为上述传感器的分解立体图、图5为剖面图、图6为平面图，上述三图中，同一部分带有同一符号。
如图所示，该传感器在绝缘基板201上形成有4个电极21、22、23和24。这些电极可切换为工作电极和对电极。电极24的表面如上所述被高分子材料覆盖。在电极21、22和23所形成的电极部上配置有试剂层25。试剂层25含有葡萄糖脱氢酶等氧化还原酶和介体，还含有高分子材料、酶稳定剂、晶体均化剂作为任意成分。这些试剂的种类和配合比例如上所述。在上述绝缘基板201上，留着一侧端部(图中为右侧端部)隔着隔板202配置盖子203。在该传感器上形成有用于将血液导入至上述试剂部25的流路26。该流路26为一直线(I字形状)，上述流路的前端延伸至传感器另一端部(图中为左侧端部)，且朝向外部开口，成为血液供给口。上述4个电极与上述流路串联排列，距离血液供给口侧，电极22位于最后方。上述4个电极21、22、23和24分别与导线连接，这些导线延伸于上述一侧的端部侧，导线前端不被盖子覆盖而露出。在上述盖子203与流路26的后方相对应的部分上，形成有通气孔27。
该例中，上述绝缘基板的材质和大小等没有特别限制，与实施例1相同。另外，电极、导线、利用高分子材料进行的电极表面的覆盖和试剂部也与实施例1相同。而且，隔板的材质、大小和加工方法也与实施例1相同。在该例的隔板上形成有I字形状的切口部，该切口部成为用于血液导入的流路，其大小例如全长为0.5～50mm、宽为0.1～5mm，优选全长为1～10mm、宽为0.2～3mm，更优选全长为1～5mm、宽为0.5～2mm。该切口部例如可通过激光、钻头等穿孔而形成，也可在形成隔板时使用可形成切口部的模具而形成。盖子的材质、大小、亲水性处理和通气孔也与实施例1相同。而且，该例的传感器的制造方法也与实施例1相同。
使用该传感器的血糖值测定例如可如下实施。即，首先使用专用的刺血针刺破指尖等使其出血。另一方面，将上述传感器安装在专用的测定装置(测定器)上。然后，使安装在测定装置的传感器的血液供给口与出血的血液相接触，通过毛细管现象将血液导入至传感器内部。通过该传感器进行的分析按照下述步骤进行。
(步骤1检体(血液)的检测)通过在电极24、电极22的两电极间施加电压，检测血液是否被导入至流路的端部。一旦确认血液被导入至流路的端部，则开始以下的步骤。当未被导入至流路端部时，则检体量变得不足，测定装置显示错误。步骤1中的施加电压例如为0.05～1V。此时，通过检测在电极22与除其以外的任一个电极(21、23、24)之间的电流变化，可检测检体。
(步骤2葡萄糖的测定)使血液中的葡萄糖与葡萄糖氧化还原酶反应一定时间后，将电极21作为工作电极，将电极23作为对电极，对上述两电极施加电压，通过酶反应将在电极21上产生的还原状态的介体氧化，检测其氧化电流。上述葡萄糖与氧化还原酶的反应时间例如为0～60秒、优选为0.5～30秒、更优选为1～10秒。步骤2中的施加电压和施加时间例如为0.05～1V、优选为0.1～0.8V、更优选为0.2～0.5V，施加时间例如为0.01～30秒、优选为0.1～10秒、更优选为1～5秒。
(步骤3Hct值的测定)将电极24作为工作电极，将电极21作为对电极，对上述两电极施加电压，由此能够检测依赖于Hct值的电流，以此为基础测定Hct值。该Hct值用于葡萄糖测定时的校正。该校正可使用从预先作成的电流与Hct值的校准曲线求得的Hct值，也可直接使用所检测的电流。步骤3中的施加电压和施加时间例如为1～10V、优选为1～6.5V、更优选为2～3V，施加时间例如为0.001～60秒、优选为0.01～10秒、更优选为0.01～5秒。该步骤中，在作为工作电极的电极24上不配置介体，并且电极24和电极21之间有一定间隙，在该间隙中不配置介体等试剂而仅存在血液，因此能够检测到不受试剂影响、且依赖于Hct值的氧化电流。该步骤3优选在步骤2完成后实施。该例中将电极21单独地作为对电极，但本发明不限定于此，也可分别将单独的电极23、单独的电极22、电极21和电极22的组合、电极21和电极23的组合、电极22和电极23的组合、电极21和电极22及电极23的组合作为对电极。另外，即使电极13的表面不被高分子材料等覆盖，也能进行测定。
(步骤4血液成分的校正)通过在步骤3检测的Hct值，校正在步骤2得到的葡萄糖量。该校正优选为以预先作成的校准曲线(含有校准表)为基础进行。所校正的葡萄糖量由测定装置显示或储存。
实施例3本实施例中，制作6种传感器(3-1～3-6)，在每个传感器中改变相对于Hct测定中工作电极或对电极的含有介体的试剂层的配置，测定响应电流和灵敏度差。同时，作为比较例1，制作3种传感器(3-7～3-9)，在每个传感器中改变相对于Hct测定中工作电极或对电极的含有介体的试剂层的配置，测定响应电流和灵敏度差。检体(血液)和葡萄糖的测定以及血液成分的校正与实施例2同样进行。上述各传感器除了试剂层的配置以外，基本上与实施例2同样制作。试剂层如下制作将铁氰化钾(量为60mM)、牛磺酸(80mM)溶解在CMC水溶液(0.1wt％)中制备试剂液，将该试剂液滴加在电极上后使其干燥，由此制作。工作电极和对电极之间的距离为0.1mm或以上。另外，准备将Hct值调整至25、45和65的3种血液试样。对这3个血液试样利用上述各传感器，在施加电压为2.5V、施加时间为3秒的条件下，测定流入至上述各传感器的上述两电极的电流，进行Hct值测定中的响应电流值和灵敏度差的测定。以下，将上述各传感器的试剂层的配置图形和上述测定结果示于图7～图15。在图7～图15中，图A为表示试剂层25的配置图形的图、图B为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(μA)随时间变化的图、图C为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图，图4～6的同一部分带有同一符号。
(3-1)如图7A所示，该例的传感器中，将试剂层25按照从Hct测定用的对电极21溢出的方式配置，在对电极21表面上和上述血液成分测定用的两电极间的对电极侧的一部分上存在试剂层25。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图7B和图7C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确且良好地检测反映Hct值的响应电流。
(3-2)如图8A所示，该例的传感器中，将试剂层25仅配置在对电极21的表面上。测定流入至该传感器工作电极24和对电极21的电流，结果示于图8B和图8C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确且良好地检测反映Hct值的响应电流。
(3-3)如图9A所示，该例的传感器中，将试剂层25按照从对电极21溢出的方式配置，在对电极21表面上和上述两电极间存在试剂层25。在工作电极24上不存在氧化还原物质。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图9B和图9C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(3-4)如图10A所示，该例的传感器中，代替配置于Hct测定用的工作电极24和对电极21，试剂层25形成在对电极21表面上和上述血液成分测定用的两电极间的对电极侧的一部分上。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图10B和图10C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，其灵敏度差不依赖于电压施加时间，能够明确地检测反映Hct值的响应电流，但与上述(3-1)、(3-2)、(3-3)的例子相比，灵敏度差减少若干。
(3-5)如图11A所示，该例的传感器中，将试剂层25按照从对电极21溢出的方式配置，在对电极21表面的一部分上和上述两电极间的一部分上存在试剂层25。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图11B和图11C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，在刚施加电压后的1秒间(图中3～4秒之间)，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(3-6)如图12A所示，该例的传感器中，将试剂层25按照从对电极21溢出的方式配置，在对电极21表面的一部分上存在试剂层25。另外，在上述两电极间不存在氧化还原物质。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图12B和图12C的图中。如上述两图所示，通过该传感器，在刚施加电压后的1秒间(图中3～4秒之间)，能够明确地检测反映Hct值的响应电流。
(3-7)如图13A所示，该比较例的传感器中，将试剂层25配置在工作电极24、对电极21和整个上述两电极间。测定流入至该传感器上述两电极间的电流，结果示于图13B和图13C的图中。如上述两图所示，该传感器不能明确地检测反映Hct值的响应电流。
(3-8)如图14A所示，该比较例的传感器中，将试剂层25分别配置在工作电极24和对电极21，在上述两电极间的一部分上也存在试剂层25。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图14B和图14C的图中。如上述两图所示，该传感器不能明确地检测反映Hct值的响应电流。
(3-9)如图15A所示，该比较例的传感器中不配置试剂层25。测定流入至该传感器上述两电极的电流，结果示于图15B和图15C的图中。如上述两图所示，该传感器不能检测反映Hct值的响应电流。
实施例4本实施例中，将施加电压在0.5～6.5V的范围内改变，测定Hct测定的响应电流和灵敏度差。检体(血液)和葡萄糖的测定以及血液成分的校正与实施例2同样进行。用于该测定的传感器与实施例3同样制作。试剂层25配置在对电极21上，未配置于工作电极24(参照图7A)。响应电流值和灵敏度差的测定也与实施例3同样进行。将该测定结果示于图16～图28的各图中。在图16～图28中，图A为表示相对于施加电压(V)的响应电流值(μA)随时间变化的图、图B为相对于施加电压(V)的灵敏度差(％)随时间变化的图。
如图16所示，即使是0.5V的施加电压也能检测反映Hct值的响应电流，但如果施加1～6.5V，则如图17～图28所示，能够更明确地检测响应电流，最优选的是如图17～图21所示那样施加1～3V的情况。如果施加5V或以上，则随着时间的经过波形紊乱，但只要是在刚施加后的短时间内，就能够明确地检测反映Hct值的响应电流。本实施例中，在一定条件下改变施加电压来检测以Hct值为基础的电流，但本发明并不限于此，即使施加电压不在本实施例所示范围内，通过适当设定电极间距离、氧化还原物质的种类和量等其它条件，也能够明确地检测反映Hct值的响应电流，并能够以此为基础校正血液成分量。
实施例5图30的平面图表示本发明传感器的另一例。该传感器具有与上述实施例1～4所示传感器的电极图形不同的电极图形。如图所示，该传感器在绝缘基板上，在血流的上流侧上具有构成Hct测定用的第2分析部的2个电极111、112，在下流侧上具有构成血液成分测定用的第1分析部的2个电极113、114。在该传感器中，分别在第1分析部和第2分析部上配置有试剂层(未图示)。配置在第1分析部的试剂层含有葡萄糖脱氢酶等氧化还原酶和介体，还含有高分子材料、酶稳定剂、晶体均化剂作为任意成分，其配置没有特别限制。而配置在第2分析部的试剂层含有介体、还含有高分子材料作为任意成分。在第2分析部中，试剂层仅配置于对电极上。除这些以外，与实施例1或2所示的传感器相同。
图31表示本发明测定装置的构成的一例。该测定装置如可安装实施例2所示的传感器。如图所示，该测定装置130将4个连接器137a～137d、切换电路136、电流/电压转换电路135、A/D转换电路134、基准电压源133、CPU131和液晶显示装置(LCD)132作为主要构成要素。基准电压源133可作为地线。传感器的各电极21、22、23、24隔着连接器137a～137d和切换电路136与电流/电压转换电路135和基准电压源133连接。电流/电压转换电路135隔着A/D转换电路134与CPU131连接。
该测定装置的血液成分量的测定例如可如下实施。
首先，按照CPU131的指令，通过切换电路136，电极21隔着连接器137a与电流/电压转换电路135连接，该电极21成为用于测定血液成分量的工作电极，电极22隔着连接器137b与基准电压源133连接，该电极22成为用于检测血液导入的检测极。按照CPU131的指令，从电流/电压转换电路135和基准电压源133将一定电压施加于电极21和电极22之间，血液被导入时，则在电极21、22间电流流动。该电流通过电流/电压转化电路135被转换为电压，该电压值通过A/D转换电路134被转换为数值，并被输出至CPU131。CPU131以该数值为基础检测血液的导入。
检测到血液被导入后，进行血液成分量的测定。血液成分量的测定如下实施。首先，按照CPU131的指令，通过切换电路136，电极21隔着连接器137a与电流/电压转换电路135连接，该电极21成为用于测定血液成分量的工作电极，电极23隔着连接器137c与基准电压源133连接，该电极23成为用于测定血液成分量的对电极。
例如，在使血液中葡萄糖与其氧化还原酶反应一定时间的期间内，先将电流/电压转换电路135和基准电压源133关掉，经过一定时间后，按照CPU131的指令，在上述电极21和23之间施加一定电压。在电极21、23之间电流流动，该电流通过电流/电压转换电路135被转换为电压，该电压值通过A/D转换电路134被转换为数值，并输出至CPU131。CPU131以该数值为基础换算成血液成分量。
测定血液成分量后，进行Hct值的测定。Hct值的测定如下进行。首先，按照CPU131的指令，通过切换电路136，电极24隔着连接器137d与电流/电压转换电路135连接，该电极24成为用于测定Hct值的工作电极，电极21与基准电压源133连接，该电极21成为用于测定Hct值的对电极。
按照CPU131的指令，从电流/电压转换电路135和基准电压源133对电极24和21之间施加一定电压。流入至电极24和21之间的电流，通过电流/电压转换电路135被转换为电压，该电压值通过A/D转换电路134被转换为数值，并输出至CPU131。CPU131以该数值为基础，换算成Hct值。
使用在上述测定中得到的Hct值和血液成分量，参照预先求出的校准曲线或校准曲线表，用Hct值校正血液成分量，将该校正的结果显示于LCD132。
以上列举测定葡萄糖的实施例说明了本发明，但本发明并不限定于此。已经叙述过，本发明在乳酸、胆固醇之类的其它血液成分的测定中也有用。本发明的测定方法和传感器，由于能够得到与导入至传感器的试样的种类相对应的电流响应，所以能够以该结果为基础来辨别试样的种类。因此，本发明的测定方法和传感器例如也可容易地进行传感器校正用的标准液、血浆和血液的辨别。
如上所述，本发明的血液成分的测定方法及该方法中使用的传感器和测定装置能够以电化学的方式、以高精度和高可靠性、且简单地测定Hct值，并能够以此为基础校正血液成分量。因此，本发明的测定方法及传感器和测定装置可优选用于生物学、生化学和医学等测定血液成分的所有领域，特别适合用于临床检查的领域。
权利要求
1.一种血液成分的测定方法，该方法包含在介体的存在下，通过氧化还原酶将血液中的血液成分氧化还原，利用电极系统检测此时产生的氧化电流或还原电流，以所述电流值为基础计算所述血液成分量，该方法进一步包含测定所述血液中的Hct值、并通过该Hct值校正所述血液成分值的校正工序，所述Hct值的测定方法为准备含有工作电极和对电极的电极系统，在所述两电极中的工作电极上不配置介体，而在对电极上配置介体；将血液导入至所述电极系统，在该状态下对所述电极系统施加电压，由此检测流入至所述两电极间的氧化电流或还原电流，并以该电流值为基础计算Hct值。
2.如权利要求1所述的测定方法，其中所述Hct值测定中的介体为铁氰化物。
3.如权利要求2所述的测定方法，其中所述铁氰化物为铁氰化钾。
4.如权利要求1所述的测定方法，其中所述Hct值测定中未配置所述介体的工作电极被高分子材料覆盖。
5.如权利要求4所述的测定方法，其中所述高分子材料为羧甲基纤维素。
6.如权利要求1所述的方法，其中所述Hct值测定中的所述施加电压大于等于水电解的电压。
7.如权利要求1所述的测定方法，其中所述Hct值测定中的所述施加电压为1～10V。
8.如权利要求1所述的测定方法，其中所述Hct值测定中的所述施加电压为1～6.5V。
9.如权利要求1所述的测定方法，其中利用所述Hct值的校正是以预先作成的Hct值和血液成分量的校准曲线和校准表的任一个为基础的校正。
10.如权利要求1所述的测定方法，其中在测定所述血液成分的量之后，测定Hct值。
11.如权利要求1所述的测定方法，其中检测所述血液成分的氧化电流或还原电流的电极系统含有工作电极和对电极。
12.如权利要求1所述的测定方法，该方法进一步对测定环境温度进行测定，由此校正所述血液成分量。
13.如权利要求1所述的测定方法，其中利用所述温度的校正是以预先作成的血液温度和血液成分量的校准曲线和校准表的任一个为基础的校正。
14.如权利要求1所述的测定方法，其中测定对象的血液成分为选自葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素和胆固醇中的至少一个。
15.如权利要求1所述的测定方法，其中测定对象的血液成分为葡萄糖，所述氧化还原酶为葡萄糖氧化酶和葡萄糖脱氢酶中的至少一个。
16.一种传感器，其用于通过氧化还原血液成分、并使用电极检测由该反应所产生的氧化电流或还原电流来测定所述血液成分，该传感器具有第1分析部和第2分析部，所述第1分析部具有第1电极系统，所述第2分析部具有第2电极系统，在所述第1电极系统上配置有至少将所述血液成分作为基质的氧化还原酶和介体；在所述第1分析部中，在介体的存在下，利用所述氧化还原酶将所述血液成分氧化还原，并使用所述第1电极系统检测施加电压时产生的氧化电流或还原电流，从而测定所述血液成分；在所述第2分析部中，所述第2电极系统具有工作电极和对电极，在所述2个电极中的工作电极上未配置介体，而在对电极上配置有介体，将所述血液导入至所述第2电极系统，在该状态下对所述血液施加电压，由此检测流入至工作电极和对电极之间的氧化电流或还原电流的电流值，从而测定所述血液的Hct值。
17.如权利要求16所述的传感器，该传感器能够以所测定的Hct值为基础来校正血液成分的量。
18.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统的工作电极和对电极在同一绝缘基材上相互间隔并被配置于同一平面内。
19.如权利要求16所述的传感器，该传感器具有用于导入血液的流路，且在从所述流路的一端被供给的血流的上流侧上配置有所述第2分析部，在下流侧上配置有第1分析部。
20.如权利要求16所述的传感器，该传感器具有用于导入血液的流路，在所述第2电极系统中，在从所述流路的一端被供给的血流的上流侧上配置有工作电极，在下流侧上配置有对电极。
21.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统的介体为铁氰化物。
22.如权利要求21所述的传感器，其中所述铁氰化物为铁氰化钾。
23.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统中未配置介体的所述工作电极被高分子材料覆盖。
24.如权利要求23所述的传感器，其中所述高分子材料为羧甲基纤维素。
25.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统的所述施加电压大于等于水电解的电压。
26.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统的所述施加电压为1～10V。
27.如权利要求16所述的传感器，其中所述第2电极系统的所述施加电压为1～6.5V。
28.如权利要求16所述的传感器，其中所述第1电极系统具有工作电极和对电极。
29.如权利要求28所述的传感器，其中所述第1电极系统和第2电极系统中，所述第1电极系统所含有的任一电极或全部电极兼作所述第2电极系统的对电极。
30.如权利要求28所述的传感器，其中所述第1电极系统和第2电极系统中，仅所述第1电极系统的所述工作电极兼作所述第2电极系统的对电极。
31.如权利要求16所述的传感器，其中配置于所述第1电极系统上的介体为铁氰化物。
32.如权利要求31所述的传感器，其中所述铁氰化物为铁氰化钾。
33.如权利要求16所述的传感器，该传感器进一步具有绝缘基板，并在其上形成有第1分析部和第2分析部以及用于将血液导入至所述各分析部的流路，所述流路的一端朝向传感器的外部开口，成为血液供给口。
34.如权利要求33所述的传感器，其中所述血液供给口为一个，且所述流路在其途中分支，分支的各流路的端部与所述各分析部连通。
35.如权利要求33所述的传感器，其中第2分析部位于所述流路的途中，而第1分析部位于其后方。
36.如权利要求33所述的传感器，该传感器进一步具有隔板和盖子，在所述绝缘基板上隔着所述隔板配置所述盖子。
37.如权利要求16所述的传感器，其中测定对象的血液成分为选自葡萄糖、乳酸、尿酸、胆红素和胆固醇中的至少一个。
38.如权利要求16所述的传感器，其中测定对象的血液成分为葡萄糖，所述氧化还原酶为葡萄糖氧化酶和葡萄糖脱氢酶中的至少一个。
39.如权利要求16所述的传感器，其中在第1电极系统上进一步配置有高分子材料、酶稳定剂和晶体均化剂。
40.如权利要求16所述的传感器，该传感器进一步具有血液检测电极，该血液检测电极距离所述血液供给口比所述各分析部的至少一个位于更后方，通过该血液检测电极能够检测血液被导入至所述各分析部中的至少一个。
41.一种血液成分的测定装置，其具有保持权利要求16所述传感器的保持机构、对所述传感器的第1电极系统施加电压的机构、检测流入至所述第1电极系统的氧化电流或还原电流的检测机构、由所述所检测的电流值计算所述血液成分量的计算机构、对所述传感器的第2电极系统施加电压的施加机构、检测流入至所述传感器第2电极系统的氧化电流或还原电流的机构以及由所述所检测的电流值计算所述血液中Hct值的计算机构。
42.如权利要求41所述的装置，该装置具有通过所述Hct值来校正所述血液成分量的校正机构。
43.如权利要求41所述的测定装置，其中对所述第2电极系统所施加的电压大于等于水电解的电压。
全文摘要
本发明提供通过以高精度和高可靠性测定血液的血细胞比容(Hct)值而由此能够正确地校正血液成分量的血液成分的测定方法和该方法中使用的传感器。在血液成分测定用传感器中形成第1分析部和第2分析部。上述第1分析部具有第1电极系统(11、12)和试剂层(14)，上述试剂层(14)具有上述血液成分的氧化还原酶和介体。在上述第1分析部中，在介体的存在下，通过上述氧化还原酶将血液成分氧化还原，利用上述第1电极(11、12)检测施加电压时的氧化还原电流，从而测定上述血液成分。上述第2分析部具有工作电极和对电极，在上述工作电极上不配置介体，而在对电极上配置介体；将上述血液导入至上述电极系统，施加电压，由此检测流动的电流值，从而测定上述血液的Hct值。通过该Hct值来校正上述血液成分量。
文档编号G01N33/49GK1886651SQ20048003558
公开日2006年12月27日 申请日期2004年12月3日 优先权日2003年12月4日
发明者藤原雅树, 新野铁平, 池田信 申请人:松下电器产业株式会社