(57)【特許請求の範囲】
【請求項１】
メディエータの存在下、血液中の血液成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際に生じる酸化電流若しくは還元電流を電極系で検出し、前記電流値に基づき前記血液成分量を算出する血液成分の測定方法であって、さらに、前記血液中のＨｃｔ値を測定し、このＨｃｔ値により前記血液成分値を補正する補正工程を含み、前記Ｈｃｔ値の測定は、作用極および対極を有する電極系を準備し、前記両電極のうち作用極上には、メディエータを配置せず、対極上にはメディエータを配置し、前記電極系に血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより前記両電極間に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出し、この電流値に基づきＨｃｔ値を算出する方法である、血液成分の測定方法。
【請求項２】
前記Ｈｃｔ値の測定におけるメディエータが、フェリシアン化物である請求項１記載の測定方法。
【請求項３】
前記フェリシアン化物が、フェリシアン化カリウムである請求項２記載の測定方法。
【請求項４】
前記Ｈｃｔ値の測定において、前記メディエータを配置しない作用極が、高分子材料で被覆されている請求項１記載の測定方法。
【請求項５】
前記高分子材料が、カルボキシメチルセルロースである請求項４記載の測定方法。
【請求項６】
前記Ｈｃｔ値の測定における前記印加電圧が、水が電気分解する電圧以上である請求項１記載の方法。
【請求項７】
前記Ｈｃｔ値の測定における前記印加電圧が、１〜１０Ｖである請求項１記載の測定方法。
【請求項８】
前記Ｈｃｔ値の測定における前記印加電圧が、１〜６．５Ｖである請求項１記載の測定方法。
【請求項９】
前記Ｈｃｔ値による補正は、予め作成したＨｃｔ値と血液成分量との検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正である請求項１記載の測定方法。
【請求項１０】
前記血液成分の量を測定した後、Ｈｃｔ値を測定する請求項１記載の測定方法。
【請求項１１】
前記血液成分の酸化電流もしくは還元電流を検出する電極系が、作用極および対極を含む請求項１記載の測定方法。
【請求項１２】
さらに、測定環境温度を測定し、これにより前記血液成分量を補正する請求項１記載の測定方法。
【請求項１３】
前記温度による補正が、予め作成した血液の温度と血液成分量との検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正である請求項１記載の測定方法。
【請求項１４】
測定対象の血液成分が、グルコース、乳酸、尿酸、ビリルビンおよびコレステロールからなる群から選択される少なくとも一つである請求項１記載の測定方法。
【請求項１５】
測定対象の血液成分がグルコースであり、前記酸化還元酵素が、グルコースオキシターゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼの少なくとも一方である請求項１記載の測定方法。
【請求項１６】
血液成分を酸化還元し、その反応による酸化電流若しくは還元電流を電極で検出することにより前記血液成分を測定するためのセンサであって、第１の分析部および第２の分析部を有し、前記第１の分析部は、第１の電極系を有し、前記第２の分析部は、第２の電極系を有し、前記第１の電極系上には、少なくとも前記血液成分を基質とする酸化還元酵素とメディエータとが配置され、前記第１の分析部において、メディエータの存在下、前記血液成分を前記酸化還元酵素で酸化還元し、電圧印加した際に生じる酸化電流若しくは還元電流を前記第１の電極系で検出して前記血液成分を測定し、前記第２の分析部において、前記第２の電極系は、作用極および対極を有し、前記２つの電極のうち作用極上には、メディエータが配置されておらず、対極上にメディエータが配置されており、前記第２の電極系に前記血液を導入し、この状態で前記血液に電圧を印加し、これにより作用極と対極の間に流れる酸化電流もしくは還元電流の電流値を検出することにより前記血液のＨｃｔ値を測定するセンサ。
【請求項１７】
測定されたＨｃｔ値に基づき血液成分の量が補正可能な請求項１６記載のセンサ。
【請求項１８】
前記第２の電極系における作用極と対極とが、同一の絶縁基材上に、互いに間隔をあけて平面的に配置されている請求項１６記載のセンサ。
【請求項１９】
前記センサは、血液を導入するための流路を有しており、前記流路の一端から供給された血液の流れの上流側に前記第２の分析部が配置され、下流側に第１の分析部が配置されている請求項１６記載のセンサ。
【請求項２０】
前記センサは血液を導入するための流路を有しており、前記第２の電極系において、前記流路の一端から供給された血液の流れの上流側に作用極が配置され、下流側に対極が配置されている請求項１６記載のセンサ。
【請求項２１】
前記第２の電極系のメディエータが、フェリシアン化物である請求項１６記載のセンサ。
【請求項２２】
前記フェリシアン化物が、フェリシアン化カリウムである請求項２１記載のセンサ。
【請求項２３】
前記第２の電極系において、メディエータが配置されていない前記作用極が、高分子材料で被覆されている請求項１６記載のセンサ。
【請求項２４】
前記高分子材料が、カルボキシメチルセルロースである請求項２３記載のセンサ。
【請求項２５】
前記第２の電極系における前記印加電圧が、水が電気分解する電圧以上である請求項１６記載のセンサ。
【請求項２６】
前記第２の電極系における前記印加電圧が、１〜１０Ｖである請求項１６記載のセンサ。
【請求項２７】
前記第２の電極系における前記印加電圧が、１〜６．５Ｖである請求項１６記載のセンサ。
【請求項２８】
前記第１の電極系が、作用極と対極を有する請求項１６記載のセンサ。
【請求項２９】
前記第１の電極系および第２の電極系において、前記第１の電極系に包含されるいずれかの電極もしくは全ての電極が、前記第２の電極系の対極を兼ねる請求項２８記載のセンサ。
【請求項３０】
前記第１の電極系および第２の電極系において、前記第１の電極系の前記作用極のみが前記第２の電極系の対極を兼ねる請求項２８記載のセンサ。
【請求項３１】
前記第１の電極系上に配置されたメディエータが、フェリシアン化物である請求項１６記載のセンサ。
【請求項３２】
前記フェリシアン化物が、フェリシアン化カリウムである請求項３１記載のセンサ。
【請求項３３】
さらに、絶縁基板を有し、この上に第１の分析部および第２の分析部と、前記各分析部に血液を導入するための流路とが形成され、前記流路の一端は、センサ外部に開口して血液供給口となっている請求項１６記載のセンサ。
【請求項３４】
前記血液供給口は一つであり、前記流路は、その途中で分岐しており、分岐した各流路の端部は前記各分析部に連通している請求項３３記載のセンサ。
【請求項３５】
前記流路の途中に第２の分析部が位置し、その後方に第１の分析部が位置している請求項３３記載のセンサ。
【請求項３６】
さらに、スペーサーおよびカバーを有し、前記絶縁基板の上に、前記スペーサーを介して前記カバーが配置されている請求項３３記載のセンサ。
【請求項３７】
測定対象の血液成分が、グルコース、乳酸、尿酸、ビリルビンおよびコレステロールからなる群から選択される少なくとも一つである請求項１６記載のセンサ。
【請求項３８】
測定対象の血液成分がグルコースであり、前記酸化還元酵素が、グルコースオキシターゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼの少なくとも一方である請求項１６記載のセンサ。
【請求項３９】
第１の電極系上に、さらに高分子材料、酵素安定化剤および結晶均質化剤が配置されている請求項１６記載のセンサ。
【請求項４０】
さらに、血液検知電極を有し、この血液検知電極は、前記血液供給口から前記各分析部の少なくとも一つよりも後方に位置し、この血液検知電極により、前記各分析部の少なくとも一つに血液が導入されたことを検知可能である請求項１６記載のセンサ。
【請求項４１】
血液成分の測定装置であって、請求項１６記載のセンサを保持する保持手段と、前記センサの第１の電極系に電圧を印加する手段と、前記第１の電極系に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出する検出手段と、前記検出された電流値から前記血液成分量を算出する算出手段と、前記センサの第２の電極系に電圧を印加する印加手段と、前記センサの第２の電極系に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出する手段と、前記検出された電流値から前記血液中のＨｃｔ値を算出する算出手段とを有する測定装置。
【請求項４２】
前記Ｈｃｔ値により、前記血液成分量を補正する補正手段を有する請求項４１記載の装置。
【請求項４３】
前記第２の電極系に印加される電圧が、水が電気分解する電圧以上の電圧である請求項４１記載の測定装置。
【発明の詳細な説明】
【技術分野】
【０００１】
本発明は、血液成分の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置に関する。
【背景技術】
【０００２】
臨床検査や糖尿病患者の血糖値自己測定等において、血液成分測定用センサが従来から使用されている。血液成分測定用センサは、例えば、その表面に作用極および対極が形成された絶縁基板の上に、スペーサーを介してカバーが配置されている構成である。前記作用極および対極の上には、酸化還元酵素およびメディエータ（電子伝達体）等を含む試薬が配置されており、この部分が分析部となる。この分析部には、血液を導入するための流路の一端が連通しており、前記流路の他端は外部に向かって開口しており、ここが血液供給口となる。このようなセンサを用いた血液成分の分析（例えば、血糖値）は、例えば、次のようにして行われる。すなわち、まず、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。そして、指先等をランセットで傷つけて出血させ、これに前記センサの血液供給口を接触させる。血液は、毛細管現象によりセンサの流路に吸い込まれ、これを通って分析部に導入され、ここで、前記試薬と接触する。そして、血液中の成分と、酸化還元酵素とが反応して酸化還元反応が起こり、これによりメディエータを介して電流が流れる。この電流を検出し、この電流値に基づき、前記測定装置において血液成分量を算出し、これを表示する。
【０００３】
上記のようにして、センサを用いて血液成分を測定することができるが、その測定値は、ヘマトクリット（Ｈｃｔ）の影響を受ける場合があるので、正しい測定値を得るためには、Ｈｃｔ値を測定し、この値に基づき血液成分量の値を補正する必要がある。例えば、２つの作用極と、１つの参照電極とによるＨｃｔ値の測定により、血液成分量を補正するセンサがある（特許文献１参照）。この他に、メディエータを用いてＨｃｔ値を測定する方法もある（特許文献２参照）。しかしながら、従来の技術では、測定されるＨｃｔ値の精度および信頼性に問題があり、十分かつ正確な補正ができなかった。
【特許文献１】特表２００３−５０１６２７号公報
【特許文献２】特許第３３６９１８３号公報
【発明の開示】
【発明が解決しようとする課題】
【０００４】
そこで、本発明は、Ｈｃｔ値を高精度および高信頼性で測定することにより血液成分量を十分かつ正確に補正可能な血液成分の測定方法およびそれに用いるセンサならびに測定装置の提供を目的とする。
【課題を解決するための手段】
【０００５】
前記目的を達成するために、本発明の測定方法は、メディエータの存在下、血液中の血液成分を酸化還元酵素で酸化還元し、その際に生じる酸化電流若しくは還元電流を電極系で検出し、前記電流値に基づき前記血液成分量を算出する血液成分の測定方法であって、さらに、前記血液中のＨｃｔ値を測定し、このＨｃｔ値により前記血液成分値を補正する補正工程を含み、前記Ｈｃｔ値の測定は、作用極および対極を有する電極系を準備し、前記両電極のうち作用極上には、メディエータを配置せず、対極上にはメディエータを配置し、前記電極系に血液を導入し、この状態で前記電極系に電圧を印加し、これにより前記両電極間に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出し、この電流値に基づきＨｃｔ値を算出する方法である、血液成分の測定方法である。
【０００６】
また、本発明のセンサは、血液成分を酸化還元し、その反応による酸化電流若しくは還元電流を電極で検出することにより前記血液成分を測定するためのセンサであって、第１の分析部および第２の分析部を有し、前記第１の分析部は、第１の電極系を有し、前記第２の分析部は、第２の電極系を有し、前記第１の電極系上には、少なくとも前記血液成分を基質とする酸化還元酵素とメディエータとが配置され、前記第１の分析部において、メディエータの存在下、前記血液成分を前記酸化還元酵素で酸化還元し、電圧印加した際に生じる酸化電流若しくは還元電流を前記第１の電極系で検出して前記血液成分を測定し、前記第２の分析部において、前記第２の電極系は、作用極および対極を有し、前記２つの電極のうち作用極上には、メディエータが配置されておらず、対極上にメディエータが配置されており、前記第２の電極系に前記血液を導入し、この状態で前記血液に電圧を印加し、これにより作用極と対極の間に流れる酸化電流もしくは還元電流の電流値を検出することにより前記血液のＨｃｔ値を測定するセンサである。
【０００７】
そして、本発明の測定装置は、血液成分の測定装置であって、前記本発明のセンサを保持する保持手段と、前記センサの第１の電極系に電圧を印加する手段と、前記第１の電極系に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出する検出手段と、前記検出された電流値から前記血液成分量を算出する算出手段と、前記センサの第２の電極系に電圧を印加する印加手段と、前記センサの第２の電極系に流れる酸化電流若しくは還元電流を検出する手段と、前記検出された電流値から前記血液中のＨｃｔ値を算出する算出手段とを有する測定装置である。
【発明の効果】
【０００８】
このように、本発明では、Ｈｃｔ値の測定に特徴を有する。すわなち、Ｈｃｔ値を測定するにあたり、対極のみにメディエータを配置することにより、Ｈｃｔ値を反映した電流を、高精度および高信頼性で簡単に検出することが可能である。このため、本発明の測定方法、センサおよび測定装置では、この高精度および高信頼性で測定したＨｃｔ値に基づき血液成分の量を補正するため、十分かつ正確な補正が可能となり、この結果、補正後の血液成分量の値も、高精度および高信頼性となる。
【発明を実施するための最良の形態】
【０００９】
つぎに、本発明を詳しく説明する。
【００１０】
本発明の血液成分の測定方法およびセンサにおいて、前記Ｈｃｔ値の測定若しくは前記第２の分析部におけるメディエータは、特に制限されず、例えば、フェリシアン化物、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン、フェロセン誘導体があげられる。この中で、フェリシアン化物が好ましく、より好ましくはフェリシアン化カリウムである。前記メディエータの配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはセンサ１個当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは１〜５００ｍＭであり、より好ましくは、１０〜２００ｍＭである。
【００１１】
本発明の血液成分の測定方法およびセンサにおいて、不純物の付着防止および酸化防止等の目的で、前記Ｈｃｔ値の測定および第２の分析部のメディエータを配置しない電極は、高分子材料により被覆されていることが好ましい。前記高分子材料としては、例えば、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体、などがあげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。高分子材料による電極の被覆は特に制限されず、例えば、高分子材料溶液を準備し、これを電極表面に塗布し、ついで乾燥させて前記塗膜中の溶媒を除去すればよい。
【００１２】
本発明の血液成分の測定方法およびセンサにおいて、前記Ｈｃｔ値の測定および第２の分析部の前記作用極と対極の間の印加電圧が、水が電気分解する電圧以上であるのが好ましく、より好ましくは１〜１０Ｖの範囲、さらに好ましくは１〜６．５Ｖの範囲である。水が電気分解する電圧以上の電圧を印加することで、ヘマトクリットにのみ依存した電流をさらに高感度で測定することができ、血液中に存在する他の酸化還元物質の影響を受けず、個体差(個人差)に依存しない安定した電流が得られる。また、印加時間は、例えば、０．００１〜６０秒、好ましくは０．０１〜１０秒、より好ましくは０．０１〜５秒である。
【００１３】
本発明の血液成分の測定方法およびセンサにおいて、前記Ｈｃｔ値の測定および第２の分析部における前記作用極と対極の間の最近接距離が、０．０５ｍｍ以上であるのが好ましい。このように０．０５ｍｍ以上の電極間距離があれば、測定値の信頼性が向上する。より好ましい電極間距離は、０．１ｍｍ以上であり、さらに好ましくは０．５ｍｍ以上である。
【００１４】
本発明の血液成分の測定方法において、前記Ｈｃｔ値による補正は、予め作成したＨｃｔ値と血液成分量との検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正であることが好ましい。
【００１５】
本発明の血液成分の測定方法において、血液成分の測定とＨｃｔ値の測定との測定順序は特に制限されないが、後述のように、電極を共有する場合は、まず血液成分を測定してから、その後、Ｈｃｔ値を測定することが好ましい。すなわち、血液成分測定における作用極が、Ｈｃｔ値測定では対極として使用される場合である。この電極には、最初は酸化状態のメディエータ（例えば、フェリシアン化カリウム）が配置されている。これが血液成分の測定によって酵素反応により一旦還元され、血液成分測定のために再び酸化される。このため、血液成分測定後の該電極界面には、フェリシアン化イオンが支配的に存在する。一方、対極での電解還元反応が律速過程になることを抑制するために、Ｈｃｔ測定における対極近傍には多量のフェリシアン化イオンが存在することが好ましい。よって、血液成分測定時の作用極を、その測定後にＨｃｔ測定における対極として併用することが、好ましい。
【００１６】
本発明の血液成分の測定方法において、前記血液成分測定における前記酸化電流若しくは還元電流を検出する電極系は、作用極および対極を含むことが好ましい。
【００１７】
本発明の血液成分の測定方法において、さらに、前記測定環境温度を測定し、これにより前記血液成分量を補正することが好ましい。酵素反応は、その環境温度に影響されるからである。この場合、前記温度による補正は、予め作成した検量線および検量テーブルのいずれかに基づく補正であることが好ましい。
【００１８】
本発明の血液成分の測定方法およびセンサにおいて、測定対象の血液成分は、例えば、グルコース、乳酸、尿酸、ビリルビンおよびコレステロール等である。また、前記酸化還元酵素は、測定対象の血液成分に応じ適宜選択される。前記酸化還元酵素としては、例えば、グルコースオキシダーゼ、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、ビリルビンオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどがある。前記酸化還元酵素の量は、例えば、センサ１個当り、若しくは１回の測定当り、例えば、０．０１〜１００Ｕであり、好ましくは、０．０５〜１０Ｕであり、より好ましくは、０．１〜５Ｕである。このなかでも、グルコースを測定対象にすることが好ましく、この場合の酸化還元酵素は、グルコースオキシダーゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼが好ましい。
【００１９】
本発明の血液成分測定用センサにおいて、前記第１の電極系は、作用極と対極を有することが好ましい。さらに、本発明のセンサにおいて、前記第１の電極系および第２の電極系において、前記第１の電極系に包含される、いずれかの電極、あるいは全ての電極が前記第２の電極系の対極を兼ねることが好ましい。より好ましくは、前記第１の電極系および第２の電極系において、前記第１の電極系の前記作用極のみが前記第２の電極系の対極を兼ねることである。
【００２０】
本発明の血液成分測定用センサにおいて、前記第１の電極系上に配置されるメディエータは、特に制限されず、例えば、フェリシアン化物、ｐ−ベンゾキノン、ｐ−ベンゾキノン誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン、フェロセン誘導体があげられる。この中で、フェリシアン化物が好ましく、より好ましくはフェリシアン化カリウムである。前記メディエータの配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはセンサ１個当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは１〜５００ｍＭであり、より好ましくは、１０〜２００ｍＭである。
【００２１】
本発明の血液成分測定用センサは、さらに、絶縁基板を有し、この上に第１の分析部および第２の分析部と、前記各分析部に血液を導入するための流路とが形成され、前記流路の一端は、センサ外部に開口して血液供給口となっていることが好ましい。この場合、前記血液供給口は一つであり、前記流路は、その途中で分岐しており、分岐した各流路の端部は前記各分析部に連通している構成であってもよい。その他、前記流路の途中に第２の分析部が位置し、その後方に第１の分析部が位置している構成であってもよい。
【００２２】
本発明の血液成分測定用センサは、さらに、スペーサーおよびカバーを有し、前記絶縁基板の上に、前記スペーサーを介して前記カバーが配置されている構成が好ましい。
【００２３】
本発明の血液成分測定用センサにおいて、第１の電極系上に、さらに、高分子材料、酵素安定化剤および結晶均質化剤が配置されていることが好ましい。
【００２４】
前記高分子材料は、電極表面への不純物の付着や電極表面の酸化を防止し、電極表面を保護する。前記高分子材料としては、例えば、ＣＭＣ、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシエチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸およびその塩、ポリメタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸重合体およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体、などがあげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。この中で、好ましいのは、ＣＭＣである。前記高分子材料の割合は、試薬部を作製するための試薬液全体に対し、例えば、０．００１〜１０重量％であり、好ましくは、０．００５〜５重量％であり、より好ましくは０．０１〜２重量％である。
【００２５】
前記酵素安定化剤としては、例えば、糖アルコールがあげられる。前記糖アルコールとしては、例えば、ソルビトール、マルチトール、キシリトール、マンニトール、ラクチトール、還元パラチノース、アラビニトール、グリセロール、リビトール、ガラクチトール、セドヘプチトール、ペルセイトール、ボレミトール、スチラシトール、ポリガリトール、イジトール、タリトール、アリトール、イシリトール、還元澱粉糖化物、イシリトールなどの鎖状の多価アルコールや環式糖アルコールがあげられる。また、これらの糖アルコールの立体異性体、置換体または誘導体であってもよい。これらの糖アルコールは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。これらの中で、好ましいのは、マルチトールである。前記酵素安定化剤の配合量は、１回の測定当り若しくは１センサ当り、例えば、０．１〜５００ｍＭの範囲であり、好ましくは、０．５〜１００ｍＭの範囲であり、より好ましくは１〜５０ｍＭの範囲である。
【００２６】
前記結晶均質化剤は、試薬部の結晶状態を均質にするためのものであり、例えば、アミノ酸があげられる。前記アミノ酸としては、例えば、グリシン、アラニン、バリン、ロイシン、イソロイシン、セリン、トレオニン、メチオニン、アスパラギン、グルタミン、アルギニン、リシン、ヒスチジン、フェニルアラニン、トリプトファン、プロリン、サルコシン、ベタイン、タウリン、これらの塩、置換体および誘導体があげられる。これらは、単独で使用してもよいし、２種類以上で併用してもよい。これらのなかで、グリシン、セリン、プロリン、トレオニン、リシン、タウリンが好ましく、より好ましくは、タウリンである。前記結晶均質化剤の配合量は、１回の測定当り若しくは１センサ当り、例えば、０．１〜１０００ｍＭであり、好ましくは、１０〜５００ｍＭであり、より好ましくは２０〜２００ｍＭである。
【００２７】
本発明の血液成分測定用センサは、さらに、血液検知電極を有し、この血液検知電極は、前記血液供給口から前記各分析部の少なくとも一つよりも後方に位置し、この血液検知電極により、前記各分析部の少なくとも一つに確実に血液が導入されたことが検知可能であることが好ましい。より好ましくは、前記血液検知電極が、前記各分析部の最後方に位置することである。
【００２８】
つぎに、本発明の測定装置において、さらに、前記Ｈｃｔ値により、前記血液成分量を補正する補正手段を有することが好ましい。また、本発明の測定装置において、前記第２の電極系に印加される電圧が、水が電気分解する値以上の電圧であることが好ましく、より好ましくは１〜１０Ｖの範囲であり、さらに好ましくは１〜６．５Ｖの範囲である。
【００２９】
図２９の斜視図に、本発明のセンサを装着した状態の本発明の測定装置の一例を示す。図示のように、この測定装置１２３は、その一端にセンサの装着口１２５を有し、ここにセンサ１２１を装着して保持する。なお、１２２は、センサ１２１の検体供給口である。また、この測定装置１２３の略中央には表示部１２４を有し、ここに測定結果を表示する。
【００３０】
本発明の測定装置において、コネクタ、切換回路、電流／電圧変換回路、Ａ／Ｄ変換回路、基準電圧源、ＣＰＵおよび液晶表示部（ＬＣＤ）を有することが好ましい。これらによって、本発明のセンサにおける第１の電極系および第２の電極系に対し、電圧を印加することができ、また、前記両電極系において流れる電流値を検出し、これから血液成分量若しくはＨｃｔ値を算出し、さらに、前記Ｈｃｔ値に基づき前記血液成分量を補正し、この補正値を表示することができる。なお、本発明の測定装置の回路構成は、例えば、後述の例がある。
【００３１】
つぎに、本発明の血液成分測定用センサの実施例について、図面に基づき説明する。
【実施例１】
【００３２】
図１、図２および図３に、本発明の血液成分測定用センサの一例を示す。図１は、前記センサの分解斜視図であり、図２は断面図であり、図３は平面図であり、前記三図において、同一部分には同一符号を付している。
【００３３】
図示のように、このセンサは、絶縁基板１０１の上に、３個の電極１１、１２および１３が形成されている。これらの電極は、作用極と対極に切り換え可能である。電極１３の表面は、ＣＭＣ等の高分子材料で被覆されている。電極１１および１２が形成する電極部には試薬層１４が配置されている。試薬層１４は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータを含み、任意成分として、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤を含む。これらの試薬の種類や配合割合は、前述のとおりである。前記絶縁基板１０１の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスペーサー１０２を介しカバー１０３が配置されている。このセンサには、電極１３および電極１１、１２に血液を導入するための流路１５が形成されている。この流路１５は、途中から分岐したＴ字形状であり、各分岐端は、前記各電極部に連通しており、また前記流路の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延びており、外部に対し開口して、血液供給口となっている。前記の３個の電極１１、１２および１３は、それぞれリードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー１０３の流路１５の分岐端に対応する部分には、２つの空気抜孔１６が形成されている。
【００３４】
本発明において、前記絶縁基板の材質は特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用でき、このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。絶縁基板の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅２〜５０ｍｍ、厚み０．０５〜２ｍｍであり、好ましくは、全長７〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．１〜１ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．１〜０．６ｍｍである。
【００３５】
絶縁基板上の電極およびリードは、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ2レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。なお、電極パターンについては、実施例等に開示されたもののみには限定されず、本発明における効果を実現できるものであれば、電極パターンに制限はない。電極１３の表面の被覆は、例えば、高分子材料の溶液を調製し、これを前記電極表面に滴下若しくは塗布し、ついで乾燥させることにより実施できる。乾燥は、例えば、自然乾燥、風乾、熱風乾燥、加熱乾燥などがある。
【００３６】
前記試薬部１４は、例えば、０．０１〜２．０ｗｔ％ＣＭＣ水溶液に、ＰＱＱ−ＧＤＨを０．１〜５．０Ｕ／センサ、フェリシアン化カリウムを１０〜２００ｍＭ、マルチトールを１〜５０ｍＭ、タウリンを２０〜２００ｍＭ添加して溶解させて試薬溶液を調製し、これを、前記基板の電極１１および１２の上に滴下し、乾燥させることで形成できる。前記乾燥は、例えば、自然乾燥でも温風を用いた強制乾燥でもよいが、高温過ぎると酵素が失活するおそれがあるから、５０℃前後の温風が好ましい。
【００３７】
つぎに、本発明において、スペーサーの材質は、特に制限されず、例えば、前記絶縁基板と同様の材料が使用できる。また、スペーサーの大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅２〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜１ｍｍであり、好ましくは、全長７〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．５ｍｍであり、より好ましくは、全長１０〜３０ｍｍ、幅３〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍである。スペーサーには、血液導入のための流路となるＴ字形状の切り欠き部が形成されているが、その大きさは、例えば、血液供給口から分岐部までの長さ０．５〜２０ｍｍ、分岐部から分岐端までの長さ１〜２５ｍｍ、幅０．１〜５ｍｍ、好ましくは、血液供給口から分岐部までの長さ１〜１０ｍｍ、分岐部から分岐端までの長さ１．５〜１０ｍｍ、幅０．２〜３ｍｍ、より好ましくは、血液供給口から分岐部までの長さ１〜５ｍｍ、分岐部から分岐端までの長さ１．５〜５ｍｍ、幅０．５〜２ｍｍである。この切り欠き部は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、スペーサーの形成時に、切り欠き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。
【００３８】
つぎに、本発明において、カバーの材質は、特に制限されず、例えば、前記絶縁基板と同様の材料が使用できる。カバーの試料供給路の天井部に相当する部分は、親水性処理することが、更に好ましい。親水性処理としては、例えば、界面活性剤を塗布する方法、プラズマ処理などによりカバー表面に水酸基、カルボニル基、カルボキシル基などの親水性官能基を導入する方法がある。カバーの大きさは、特に制限されず、例えば、全長５〜１００ｍｍ、幅３〜５０ｍｍ、厚み０．０１〜０．５ｍｍであり、好ましくは、全長１０〜５０ｍｍ、幅３〜２０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２５ｍｍであり、より好ましくは、全長１５〜３０ｍｍ、幅５〜１０ｍｍ、厚み０．０５〜０．２ｍｍである。カバーには、空気抜孔が形成されていることが好ましく、形状は、例えば、円形、楕円形、多角形などであり、その大きさは、例えば、最大直径０．０１〜１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０２５〜５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．０２５〜２ｍｍである。また、空気抜孔を複数個設けてもかまわない。この空気抜孔は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバーの形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。つぎに、このセンサは、絶縁基板、スペーサーおよびカバーをこの順序で積層し、一体化することにより製造できる。一体化には、前記３つの部材を接着剤で貼り付けたり、若しくは熱融着してもよい。前記接着剤としては、例えば、エポキシ系接着剤、アクリル系接着剤、ポリウレタン系接着剤、また熱硬化性接着剤（ホットメルト接着剤等）、ＵＶ硬化性接着剤等が使用できる。
【００３９】
このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。すなわち、まず、専用のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。そして、出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接触させ、毛細管現象により、血液をセンサ内部に導入させる。そして、このセンサによる分析は、つぎのステップにより行われる。
【００４０】
（ステップ１：検体（血液）の検知）
電極１１、電極１３の両電極間に電圧を印加し、血液の導入に伴う電流値の変化により血液の導入を検知する。血液の導入を確認したら、以降のステップを開始する。ステップ１での印加電圧は、例えば、０．０５〜１Ｖである。
【００４１】
（ステップ２：グルコースの測定）
血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、電極１１を作用極、電極１２を対極とし、前記両電極に電圧を印加し、酵素反応により電極１１の上に生じた還元状態のメディエータを酸化し、その酸化電流を検出する。前記グルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０〜６０秒、好ましくは０.５〜３０秒、より好ましくは１〜１０秒である。ステップ２での印加電圧および印加時間は、例えば、０．０５〜１Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．５Ｖであり、印加時間は、例えば、０．０１〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは１〜５秒である。
【００４２】
（ステップ３：Ｈｃｔ値の測定）
電極１３を作用極、電極１１を対極として、前記両電極に電圧を印加することにより、血液成分の電解酸化反応に基づくＨｃｔ値に依存する電流が検出することができる。なお、検出した電流からＨｃｔ値への換算は、予め検量線または検量線テーブルを求めておくことにより行うことができる。この補正では、予め作成された電流とＨｃｔ値との検量線から求めたＨｃｔ値を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステップ３での印加電圧および印加時間は、例えば、１〜１０Ｖ、好ましくは１〜６．５Ｖ、より好ましくは２〜３Ｖであり、印加時間は、例えば、０．００１〜６０秒、好ましくは０．０１〜１０秒、より好ましくは０．０１〜５秒である。このステップにおいて、作用極である電極１３にはメディエータが配置されず、かつ電極１３と電極１１との間は一定の間隙があり、この間隙にはメディエータなど試薬が配置されておらず血液のみ存在するので、試薬の影響を受けることなくＨｃｔ値に依存した酸化電流が検出できる。このステップ３は、ステップ２の終了後に実施されることが好ましい。また、対極は、この例では電極１１としたが、電極１２を対極としても測定は可能である。電極１１および１２の双方を対極としてもよい。なお、電極１３の表面に高分子材料等による被覆をしない場合においても、測定は可能である。
【００４３】
（ステップ４：血液成分の補正）
ステップ３で検出したＨｃｔ値により、ステップ２で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線（検量テーブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に表示若しくは記憶される。なお、上述のように一旦、Ｈｃｔ値を求めてからグルコース量を補正するのではなく、ステップ３にて検出したＨｃｔ値に依存した電流をそのまま用いてグルコース量を補正してもよい。
【実施例２】
【００４４】
図４、図５および図６に、本発明の血液成分測定用センサのその他の例を示す。図４は、前記センサの分解斜視図であり、図５は断面図であり、図６は平面図であり、前記三図において、同一部分には同一符号を付している。
【００４５】
図示のように、このセンサは、絶縁基板２０１の上に、４個の電極２１、２２、２３および２４が形成されている。これらの電極は、作用極と対極に切り換え可能である。電極２４の表面は、前述のようにして高分子材料で被覆されている。電極２１、２２および２３が形成する電極部には試薬層２５が配置されている。試薬層２５は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータを含み、任意成分として、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤を含む。これらの試薬の種類や配合割合は、前述のとおりである。前記絶縁基板２０１の上には、一方の端部（図において右側端部）を残してスペーサー２０２を介しカバー２０３が配置されている。このセンサには、前記試薬部２５に血液を導入するための流路２６が形成されている。この流路２６は、一直線（Ｉ字形状）であり、また前記流路の先端は、センサの他方の端部（図において左側端部）まで延びており、外部に対し開口して、血液供給口となっている。前記４個の電極は、前記流路に直列に並んでおり、血液供給口側から、電極２２は最も後方に位置している。前記の４個の電極２１、２２、２３および２４は、それぞれリードと連結し、これらのリードは、前記一方の端部側に延びており、リードの先端はカバーに覆われずに露出している。前記カバー２０３の流路２６の後方に対応する部分には、空気抜孔２７が形成されている。
【００４６】
この例において、前記絶縁基板の材質および大きさ等は、特に制限されず、実施例１と同様である。また、電極、リード、高分子材料による電極表面の被覆および試薬部も実施例１と同様である。そして、スペーサーの材質、大きさおよび加工方法も実施例１と同様である。この例のスペーサーには、血液導入のための流路となるＩ字形状の切り欠き部が形成されているが、その大きさは、例えば、全長０．５〜５０ｍｍ、幅０．１〜５ｍｍ、好ましくは、全長１〜１０ｍｍ、幅０．２〜３ｍｍ、より好ましくは、全長１〜５ｍｍ、幅０．５〜２ｍｍである。この切り欠き部は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、スペーサーの形成時に、切り欠き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。カバーの材質、大きさ、親水性処理および空気抜き孔も、実施例１と同様である。そして、この例のセンサの製造方法も実施例１と同様である。
【００４７】
このセンサを用いた血糖値測定は、例えば、次のようにして実施される。すなわち、まず、専用のランセットで指先等を穿刺し、出血させる。一方、前記センサを専用の測定装置（メータ）にセットする。そして、出血した血液に、測定装置にセットしたセンサの血液供給口を接触させ、毛細管現象により、血液をセンサ内部に導入させる。そして、このセンサによる分析は、つぎのステップにより行われる。
【００４８】
（ステップ１：検体（血液）の検知）
電極２４、電極２２の両電極間に電圧を印加することにより、血液が、流路の端まで導入されたかを検知する。血液が流路の端まで導入されたことを確認したら、以降のステップを開始する。また、流路の端まで導入されない場合は、検体量不足となり、測定装置はエラーを表示することになる。ステップ１での印加電圧は、例えば、０．０５〜１Ｖである。なおこの場合、電極２２とそれ以外のいずれかの電極（２１、２３、２４）間における電流変化を検知することで、検体の検知が可能である。
【００４９】
（ステップ２：グルコースの測定）
血液中のグルコースとグルコース酸化還元酵素とを一定時間反応させた後、電極２１を作用極、電極２３を対極として、前記両電極に電圧を印加し、酵素反応により電極２１の上に生じた還元状態のメディエータを酸化し、その酸化電流を検出する。前記グルコースと酸化還元酵素との反応時間は、例えば、０〜６０秒、好ましくは０.５〜３０秒、より好ましくは１〜１０秒である。ステップ２での印加電圧および印加時間は、例えば、０．０５〜１Ｖ、好ましくは０．１〜０．８Ｖ、より好ましくは０．２〜０．５Ｖであり、印加時間は、例えば、０．０１〜３０秒、好ましくは０．１〜１０秒、より好ましくは１〜５秒である。
【００５０】
（ステップ３：Ｈｃｔ値の測定）
電極２４を作用極、電極２１を対極として、前記両電極に電圧を印加することにより、Ｈｃｔ値に依存する電流が検出でき、これに基づきＨｃｔ値を測定する。このＨｃｔ値は、グルコース測定時の補正に使用される。この補正では、予め作成された電流とＨｃｔ値との検量線から求めたＨｃｔ値を使用してもよいし、検出された電流をそのまま使用してもよい。ステップ３での印加電圧および印加時間は、例えば、１〜１０Ｖ、好ましくは１〜６．５Ｖ、より好ましくは２〜３Ｖであり、印加時間は、例えば、０．００１〜６０秒、好ましくは０．０１〜１０秒、より好ましくは０．０１〜５秒である。このステップにおいて、作用極である電極２４にはメディエータが配置されておらず、かつ電極２４と電極２１との間は一定の間隙があり、この間隙にはメディエータなど試薬が配置されておらず血液のみ存在するので、試薬の影響を受けることなくＨｃｔ値に依存した酸化電流が検出できる。このステップ３は、ステップ２の終了後に実施されることが好ましい。なお、この例では、電極２１単独で対極としたが、本発明はこれには限定されず、電極２３単独、電極２２単独、電極２１と電極２２の組み合わせ、電極２１と電極２３の組み合わせ、電極２２と電極２３の組み合わせ、電極２１と電極２２と電極２３の組み合わせを、それぞれ対極としてもよい。また、電極１３の表面に高分子材料等による被覆をしない場合においても、測定は可能である。
【００５１】
（ステップ４：血液成分の補正）
ステップ３で検出したＨｃｔ値により、ステップ２で得られたグルコース量を補正する。この補正は、予め作成した検量線（検量テーブルを含む）に基づき行うことが好ましい。補正されたグルコース量は、測定装置に表示若しくは記憶される。
【実施例３】
【００５２】
本実施例では、６種類のセンサ（３−１〜３−６）を作製し、それぞれのセンサにおいて、Ｈｃｔ測定における作用極もしくは対極に対するメディエータを含む試薬層の配置を変えて、応答電流および感度差を測定した。また、併せて、比較例１として、３種類のセンサ（３−７〜３−９）を作製し、それぞれのセンサにおいて、Ｈｃｔ測定における作用極もしくは対極に対するメディエータを含む試薬層の配置を変えて、応答電流および感度差を測定した。なお、検体（血液）およびグルコースの測定、ならびに血液成分の補正は、実施例２と同様にして行った。前記各センサは、試薬層の配置以外は、基本的には実施例２と同様にして作製した。なお、試薬層は、フェリシアン化カリウム（量：６０ｍＭ）、タウリン（８０ｍＭ）を、ＣＭＣ水溶液（０．１ｗｔ％）に溶解して調製した試薬液を、電極上に滴下した後、乾燥させて作製した。作用極および対極の間の距離は、０．１ｍｍ以上とした。また、Ｈｃｔ値を、２５、４５および６５に調整した、３種類の血液試料を準備した。これら３つの血液試料について、前記各センサにより、印加電圧２．５Ｖ、印加時間３秒の条件で、前記各センサの前記両電極に流れる電流を測定し、Ｈｃｔ値の測定における応答電流値および感度差の測定をおこなった。以下、前記各センサの試薬層の配置パターンと、前記測定結果を、図７〜図１５に示す。なお、図７〜図１５において、図Ａは、試薬層２５の配置パターンを示す図であり、図Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図Ｃは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフであり、図４〜６と同一部分には同一符号を付している。
【００５３】
（３−１）
図７Ａに示すように、この例のセンサでは、試薬層２５を、Ｈｃｔ測定用の対極２１からはみ出るように配置しており、対極２１表面上と、前記血液成分測定用の両電極間の対極側の一部とに、試薬層２５が存在している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図７Ｂおよび図７Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確かつ良好に検出することができた。
【００５４】
（３−２）
図８Ａに示すように、この例のセンサでは、試薬層２５を、対極２１の表面上のみに配置している。このセンサの作用極２４および対極２１に流れる電流を測定した結果を、図８Ｂおよび図８Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確かつ良好に検出することができた。
【００５５】
（３−３）
図９Ａに示すように、この例のセンサでは、試薬層２５を、対極２１からはみ出るように配置しており、対極２１表面上と、前記両電極間とに、試薬層２５が存在している。なお、作用極２４上には酸化還元物質は存在していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図９Ｂおよび図９Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
【００５６】
（３−４）
図１０Ａに示すように、この例のセンサでは、Ｈｃｔ測定用の作用極２４と対極２１の配置を入れ替えており、試薬層２５は、対極２１表面上と、前記血液成分測定用の両電極間の対極側の一部に形成している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１０Ｂおよび図１０Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、その感度差が電圧印加時間に依存せず、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができたが、上記（３−１）、(３−２)、（３−３）の例に比べると、感度差が若干小さかった。
【００５７】
（３−５）
図１１Ａに示すように、この例のセンサでは、試薬層２５を、対極２１からはみ出るように配置しており、対極２１表面の一部上と、前記両電極間の一部とに、試薬層２５が存在している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１１Ｂおよび図１１Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、電圧を印加した直後の１秒間(図中３〜４秒の間)においては、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
【００５８】
（３−６）
図１２Ａに示すように、この例のセンサでは、試薬層２５を、対極２１からはみ出るように配置しており、対極２１表面の一部に、試薬層２５が存在している。なお、前記両電極間には、酸化還元物質は存在していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１２Ｂおよび図１２Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサによれば、電圧を印加した直後の１秒間(図中３〜４秒の間)においては、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することができた。
【００５９】
（３−７）
図１３Ａに示すように、この比較例のセンサでは、試薬層２５を、作用極２４、対極２１および前記両電極間の全てに配置している。このセンサの前記両電極間に流れる電流を測定した結果を、図１３Ｂおよび図１３Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できなかった。
【００６０】
（３−８）
図１４Ａに示すように、この比較例のセンサでは、試薬層２５を、作用極２４および対極２１のそれぞれ配置しており、前記両電極間の一部にも試薬層２５が位置している。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１４Ｂおよび図１４Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できなかった。
【００６１】
（３−９）
図１５Ａに示すように、この比較例のセンサでは、試薬層２５を配置していない。このセンサの前記両電極に流れる電流を測定した結果を、図１５Ｂおよび図１５Ｃのグラフに示す。前記両図に示すように、このセンサでは、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を検出できなかった。
【実施例４】
【００６２】
本実施例では、印加電圧を０．５〜６．５Ｖの範囲で変化させて、Ｈｃｔ測定における応答電流および感度差を測定した。検体（血液）およびグルコースの測定、ならびに血液成分の補正は、実施例２と同様にして行った。この測定に使用したセンサは、実施例３と同様にして作製した。なお、試薬層２５は、対極２１上に配置し、作用極２４には配置しなかった（図７Ａ参照）。また、応答電流値および感度差の測定も、実施例３と同様にして行った。この測定結果を、図１６〜図２８の各グラフに示す。なお、図１６〜図２８において、図Ａは、印加電圧（Ｖ）に対する応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図Ｂは、印加電圧（Ｖ）に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【００６３】
図１６に示すように、０．５Ｖの印加電圧であってもＨｃｔ値を反映した応答電流を検出できたが、１〜６．５Ｖで印加すると、図１７〜図２８に示すように、さら明確に応答電流が検出可能であり、最も好ましいのは、図１７〜図２１に示すように、１〜３Ｖで印加した場合であった。なお、５Ｖ以上で印加すると、時間の経過により波形が乱れるが、印加直後から短い時間内であれば、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出できる。なお、本実施例では、一定の条件下で印加電圧を変化させてＨｃｔ値に基づく電流を検出したが、本発明は、これに限定されず、印加電圧が本実施例で示した範囲に無くても、電極間距離、酸化還元物質の種類や量等のその他の条件を適宜設定することで、Ｈｃｔ値を反映した応答電流を明確に検出することが可能であり、これに基づき血液成分量を補正できる。
【実施例５】
【００６４】
図３０の平面図に、本発明のセンサのさらにその他の例を示す。このセンサは、前記実施例１〜４で示したセンサの電極パターンとは、異なる電極パターンを有する。図示のように、このセンサは、絶縁基板の上において、血液の流れの上流側に、Ｈｃｔ測定用の第２の分析部を構成する２つの電極１１１、１１２を有し、さらに、下流側に、血液成分測定用の第１の分析部を構成する２つの電極１１３、１１４を有する。このセンサにおいて、第１の分析部と第２の分析部のそれぞれに試薬層（図示せず）が配置される。第１の分析部に配置される試薬層は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータを含み、任意成分として、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤を含み、その配置は特に制限されない。一方、第２の分析部に配置される試薬層は、メディエータを含み、任意成分として高分子材料を含む。第２の分析部において、試薬層は、対極のみに配置される。これら以外については、実施例１もしくは２に例示したセンサと同様である。
【００６５】
つぎに、図３１に本発明の測定装置の構成の一例を示す。この測定装置は、例えば、実施例２で示したセンサが装着可能である。図示のように、この測定装置１３０は、４つのコネクタ１３７ａ〜１３７ｄ、切換回路１３６、電流／電圧変換回路１３５、Ａ／Ｄ変換回路１３４、基準電圧源１３３、ＣＰＵ１３１、および液晶表示装置（ＬＣＤ）１３２を主要構成要素としている。なお、基準電圧源１３３は、グランドとしてもよい。センサの各電極２１、２２、２３、２４は、コネクタ１３７ａ〜１３７ｄ、および切換回路１３６を介して電流／電圧変換回路１３５と基準電圧源１３３とに接続されている。電流／電圧変換回路１３５は、Ａ／Ｄ変換回路１３４を介してＣＰＵ１３１に接続されている。
【００６６】
この測定装置において、血液成分量の測定は、例えば、次のようにして実施される。
【００６７】
まずＣＰＵ１３１の指令により、切換回路１３６により、血液成分量を測定するための作用極となる電極２１がコネクタ１３７ａを介して電流／電圧変換回路１３５に接続され、血液の導入を検地するための検知極となる電極２２がコネクタ１３７ｂを介して基準電圧源１３３に接続される。ＣＰＵ１３１の指令により電流／電圧変換回路１３５および基準電圧源１３３から、電極２１および電極２２間に一定の電圧が印加され、血液が導入されると、電極２１、２２間に電流が流れる。この電流は、電流／電圧変換回路１３５によって電圧に変換され、その電圧値は、Ａ／Ｄ変換回路１３４によってデジタル値に変換されて、ＣＰＵ１３１に出力される。ＣＰＵ１３１はそのデジタル値をもとに血液が導入されたことを検出する。
【００６８】
血液が導入されたことを検知後、血液成分量の測定がおこなわれる。血液成分量の測定は次のようにして実施される。まずＣＰＵ１３１の指令により、切換回路１３６により血液成分量の測定のための作用極となる電極２１がコネクタ１３７ａを介して電流／電圧変換回路１３５に接続され、血液成分量の測定のための対極となる電極２３がコネクタ１３７ｃを介して基準電圧源１３３に接続される。
【００６９】
なお、例えば血液中グルコースとその酸化還元酵素とを一定時間反応させる間は、電流／電圧変換回路１３５および基準電圧源１３３をオフしておき、一定時間の経過後に、ＣＰＵ１３１の指令により、上記電極２１と２３間に一定の電圧を印加する。電極２１、２３間に電流が流れ、この電流は、電流／電圧変換回路１３５によって電圧に変換され、その電圧値は、Ａ／Ｄ変換回路１３４によって、デジタル値に変換されてＣＰＵ１３１に出力される。ＣＰＵ１３１はそのデジタル値をもとに血液成分量に換算する。
【００７０】
血液成分量の測定後、Ｈｃｔ値の測定がおこなわれる。Ｈｃｔ値の測定は例えば次のようにしておこなわれる。まず、ＣＰＵ１３１の指令により、切換回路１３６によりＨｃｔ値の測定のための作用極となる電極２４がコネクタ１３７ｄを介して電流／電圧変換回路１３５に接続され、Ｈｃｔ値の測定のための対極となる電極２１が基準電圧源１３３に接続される。
【００７１】
ＣＰＵ１３１の指令により、電流／電圧変換回路１３５および基準電圧源１３３から電極２４と２１間に一定の電圧が印加される。電極２４と２１間に流れる電流は、電流／電圧変換回路１３５によって電圧に変換され、その電圧値は、Ａ／Ｄ変換回路１３４によって、デジタル値に変換されてＣＰＵ１３１に出力される。ＣＰＵ１３１はそのデジタル値をもとにＨｃｔ値に換算する。
【００７２】
上記の測定で得られたＨｃｔ値と血液成分量を用い、予め求めておいた検量線または検量線テーブルを参照して、血液成分量をＨｃｔ値で補正し、その補正された結果をＬＣＤ１３２に表示する。
【００７３】
以上、グルコースを測定する実施例を示し本発明を説明したが、本発明は、それに限定されるものではない。既に述べたが、本発明は、乳酸、コレステロールのような他の血液成分の測定にも有用である。また、本発明の測定方法およびセンサは、センサに導入される試料の種類に応じた電流応答が得られることから、その結果に基づき、試料の種類を判別することもできる。したがって、本発明の測定方法およびセンサは、例えば、センサ較正用の標準液、血漿、および血液の判別も容易に行うことができる。
【産業上の利用可能性】
【００７４】
以上のように、本発明の血液成分の測定方法およびこれに用いるセンサならびに測定装置は、Ｈｃｔ値を電気化学的に高精度および高信頼度で、しかも簡単に測定することができ、これに基づき血液成分量を補正することができる。したがって、本発明の測定方法およびセンサならびに測定装置は、生物学、生化学および医学等の血液成分を測定するあらゆる分野に好ましく使用でき、特に臨床検査の分野に好適である。
【図面の簡単な説明】
【００７５】
【図１】図１は、本発明のセンサの一例を示す分解斜視図である。
【図２】図２は、前記センサの断面図である。
【図３】図３は、前記センサの平面図である。
【図４】図４は、本発明のセンサのその他の例を示す分解斜視図である。
【図５】図５は、前記センサの断面図である。
【図６】図６は、前記センサの平面図である。
【図７】図７Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図７Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図７Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図８】図８Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図８Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図８Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図９】図９Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図９Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図９Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１０】図１０Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図１０Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１０Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１１】図１１Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図１１Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１１Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１２】図１２Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における試薬層の配置状態を示す図であり、図１２Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１２Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１３】図１３Ａは、比較例のセンサにおける試薬層の配置状態を示す図であり、図１３Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１３Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１４】図１４Ａは、その他の比較例のセンサにおける試薬層の配置状態を示す図であり、図１４Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１４Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１５】図１５Ａは、さらにその他の比較例のセンサにおける試薬層の配置状態を示す図であり、図１５Ｂは、前記例における電圧の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１５Ｃは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１６】図１６Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（０．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１６Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１７】図１７Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（１．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１７Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１８】図１８Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（１．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１８Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図１９】図１９Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（２．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図１９Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２０】図２０Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（２．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２０Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２１】図２１Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（３．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２１Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２２】図２２Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（３．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２２Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２３】図２３Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（４．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２３Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２４】図２４Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（４．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２４Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２５】図２５Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（５．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２５Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２６】図２６Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（５．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２６Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２７】図２７Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（６．０Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２７Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２８】図２８Ａは、本発明のセンサのさらにその他の例における電圧（６．５Ｖ）の印加に対するＨｃｔ測定の応答電流値（μＡ）の経時的変化を表すグラフであり、図２８Ｂは、前記例における電圧の印加に対する感度差（％）の経時変化のグラフである。
【図２９】図２９は、本発明の測定装置の一例を示す斜視図である。
【図３０】図３０は、本発明のセンサのさらにその他の例を示す平面図である。
【図３１】図３１は、前記例の測定装置の構成を示す平面図である。
【符号の説明】
【００７６】
１１、１２、１３、２１、２２、２３、２４、８１、８２、１１１、１１２、１１３、１１４  電極
１４、２５、８３  試薬部（試薬層）
１５、２６、８４  流路
１６、２７、８５  空気抜孔
１０１、２０１、８０１  絶縁基板
１０２、２０２、８０２  スペーサー
１０３、２０３、８０３  カバー
１２１  センサ
１２２  検体供給口
１３０、１２３  測定装置
１２４  表示部
１２５  装着口
１３１  ＣＰＵ
１３２  ＬＣＤ
１３３  基準電圧源
１３４  Ａ／Ｄ変換回路
１３５  電流／電圧変換回路
１３６  切換回路
１３７ａ、１３７ｂ、１３７ｃ、１３７ｄ  コネクタ
【図１】
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【図２】
0004611208.tif 000003
【図３】
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【図４】
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【図５】
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【図６】
0004611208.tif 000007
【図７】
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【図８】
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【図９】
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【図１０】
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【図１１】
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【図１２】
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【図１３】
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【図１４】
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【図１５】
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【図１６】
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【図１７】
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【図１８】
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【図１９】
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【図２０】
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【図２１】
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【図２２】
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【図２３】
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【図２４】
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【図２５】
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【図２６】
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【図２７】
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【図２８】
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【図２９】
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【図３０】
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【図３１】
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