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JP3369183B2 - ヘマトクリット決定のためのバイオセンサ - Google Patents

ヘマトクリット決定のためのバイオセンサ

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JP3369183B2
JP3369183B2 JP50195395A JP50195395A JP3369183B2 JP 3369183 B2 JP3369183 B2 JP 3369183B2 JP 50195395 A JP50195395 A JP 50195395A JP 50195395 A JP50195395 A JP 50195395A JP 3369183 B2 JP3369183 B2 JP 3369183B2
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electrode
working electrode
blood sample
biosensor
counter electrode
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JP50195395A
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クーン、ランス・エス
オクス、マリー・ルアン
モリス、ギルバート・シー
Original Assignee
ロシュ・ダイアグノスティックス・コーポレイション
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Publication date
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    • G01—MEASURING; TESTING
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    • G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
    • G01N33/483—Physical analysis of biological material
    • G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
    • G01N33/49—Blood

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  • General Physics & Mathematics (AREA)
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  • Pathology (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
  • Investigating Or Analyzing Materials By The Use Of Electric Means (AREA)

Description

【発明の詳細な説明】 発明の背景 本発明は、全体の血液試料のヘマトクリットの決定、
特にバイオセンサと電気化学的技法を用いた決定に関す
る。
ヘマトクリットは、血液試料中の全血液の体積のパー
セントとして表現した赤血球の体積である。ヘマトクリ
ットは、医療において血液を特徴づけるために用いる。
低いヘマトクリット値は、貧血（小さな赤血球数、した
がって、酸素を運ぶ能力の減少）を示し、高いヘマトク
リット値は、赤血球増加症（重大な循環器不全の警告信
号であるかもしれない大きな赤血球数）を示すかもしれ
ない。実験室におけるヘマトクリットの決定は、これら
の条件の初期診断を与えることができる。
1978年１月10日に発行された米国特許第4,068,169号
（Angelら）は、希釈した血液を検知手段を通すことに
よるヘマトクリット測定を開示する。ここに、検知手段
を通る赤血球の存在に応答して伝導度は変化する。
1985年10月15日に発行された米国特許第4,547,735号
（Kiesewetterら）は、間隔をおいて配置した上側と下
側の電極を含むヘマトクリット測定装置を開示する。血
液試料は、本装置に添加され、ヘマトクリットレベル
は、血液試料のインピーダンス変化に関連する。
1987年10月13日に発行された米国特許第4,699,887号
（Abbottら）は、赤血球を溶解する前と後で血漿に対し
て異なった赤血球濃度を有するマーカー（すなわちナト
リウムイオン）の濃度を測定することによる血液のヘマ
トクリットレベル測定法を開示する。溶解の後でのマー
カーの濃度変化は、元の血液試料におけるヘマトクリッ
トレベルに関連づけることができる。
1989年10月24日に発行された米国特許第4,876,205号
（Greenら）は、ヘモグロビンのための電気化学的定量
を開示する。ここで、赤血球を溶解し、ヘモグロビンに
よるフェリシアン化物からフェロシアン化物への還元に
おいて生じる電流変化をモニタすることによりヘモグロ
ビンが定量できる。
1975年11月25日に発行された米国特許第3,922,598号
（Steureら）は、全血液のヘマトクリットレベルを測定
するための電気化学的装置を開示する。この装置は、１
対の電極と定電流源とを含み、血漿試料が０の値を示す
ように校正される。プローブが全血液にさらされたと
き、出力電圧は負にふれる。この負のふれの大きさは、
ヘマトクリットレベルに関連づけることができる。
さらに、1989年５月30日に発行された米国特許第4,83
5,477号（Matznerら）、1987年８月11日に発行された米
国特許第4,303,887号（Baumeisterら）、1981年12月１
日に発行された米国特許第4,303,887号（Hillら）、198
1年11月17日に発行された米国特許第4,301,412号（Hill
ら）および1979年５月22日に発行された米国特許第RE30
007号（Enkeら）は、すべて、血液試料のヘマトクリッ
トレベルを決定するために伝導度測定を使用する。
1991年３月20日に発行された欧州特許公報第417796A
号（Ishihara）は、血液試料中のヘマトクリットを測定
するためにインピーダンスを使用する機器を開示する。
STAT−CRITT（登録商標）の装置、すなわち、市販の
ヘマトクリットおよびヘモグロビンの測定機器は、血液
伝導度に基づいたヘマトクリット測定を実行し、この伝
導度は、ヘマトクリット値が増加するにつれて増加す
る。
発明の概要 この発明は、血液試料への電子活性化合物の添加がヘ
マトクリットの電気化学測定のための基礎となるという
驚くべき結果に基づく。
本発明に係るバイオセンサは、血液試料のヘマトクリ
ットレベルを測定するバイオセンサであって、（ａ）第
１絶縁基板と、（ｂ）第１絶縁基板に付着した作用電極
および対向電極と、（ｃ）作用電極と対向電極とに重な
り、作用電極と対向電極の１部を露出するための窓を備
え、両電極と電流計および電源との間の接触を可能にす
るための切欠部を１端に備える第２絶縁基板と、（ｄ）
第２絶縁基板の窓の中に直接に入れられる可逆性電子活
性化合物の酸化型および還元型、または、前記の窓の上
に位置された多孔性基板の中に含侵されて、前記の作用
電極と対向電極とから空間的に離れて位置され、バイオ
センサに血液試料を添加する前に前記の作用電極および
対向電極と多孔性基板との間に空き空間を与える可逆性
電子活性化合物の酸化型および還元型とからなる。
本発明に係る装置は、前記のバイオセンサを含み、さ
らに、（ｅ）上記の作用電極と対向電極とに電気的に接
続され、作用電極の表面での上記の電子活性化合物の還
元型の拡散制限電子的酸化または上記の電子活性化合物
の酸化型の拡散制限電子的還元を生じるのに十分なポテ
ンシャル差を作用電極と対向電極との間に印加できる電
源と、（ｆ）上記の作用電極と対向電極とに電気的に接
続し、作用電極の表面での上記の電子活性化合物の還元
型の酸化または上記の電子活性化合物の酸化型の還元に
より生じる電流を測定できる電流計とを備える。
本発明に係る血液試料のヘマトクリットレベルの測定
法は、（ａ）請求項１または２に記載したバイオセンサ
の多孔性基板に血液試料を添加し、これにより、電子活
性化合物と血液試料の混合物を形成し、この混合物を両
電極の表面に堆積し、（ｂ）作用電極の表面で混合物中
の電子活性化合物を酸化または還元するのに充分なポテ
ンシャル差を作用電極と対向電極との間に印加して、こ
れにより電流を発生し、（ｃ）この電流を測定して、電
流をヘマトクリットレベルと相互関連づける。
図面の簡単な説明 第１図は、バイオセンサの好ましい実施例（多孔性基
板とカバーメッシュとを除く）の図式的な上面図であ
る。
第２図は、第１図のＡ面での図式的な断面図であり、
多孔性基板とカバーメッシュとを含む。
発明の詳細な説明 電気化学の分野は、多くの金属、金属イオンおよび結
合した分子が容易に電子を受容し放出するという現象に
基づく。電子活性化合物の標準ポテンシャルは、その化
合物が電子を等しく放出または受容する傾向を示すエネ
ルギーレベルである。電子活性化合物を含む溶液におい
て電極の標準ポテンシャルより正の電気ポテンシャルを
電極に印加すると、化合物の酸化（電子の放出）が起こ
る。電子活性化合物を含む溶液において電極の標準ポテ
ンシャルより負の電気ポテンシャルを電極に印加する
と、化合物の還元（電子の受容）が起こる。この発明
は、アンペロメトリとして知られている電気化学的技法
に基づく。アンペロメトリは、ポテンシャルの印加およ
び電流としての移動する電子の集電を含む。
本発明において、電子活性化合物を血液試料と混合す
る。この混合物における電子活性化合物の酸化または還
元により発生する電流の大きさは、血液試料のヘマトク
リットレベルに関連づけることができる。以下の例は、
本発明の好ましい実施例を説明する。
ここで、第１図と第２図を参照する。バイオセンサ１
は、厚さ約360ミクロンのポリエステルからなる第１絶
縁基板２を備える。作用電極４と対向電極５は、それぞ
れ、0.1ミクロンの厚さのパラジウムからなり、ホット
メルト接着剤（図示しない）を用いて第１絶縁基板２に
付加される。電極４、５は、基板２に付加する前に電極
を割る可能性を小さくするためにポリイミドの絶縁基板
６の裏板に堆積される。この裏板６は、約25ミクロンの
厚さである。電極とポリイミドの組み合わせは、カリフ
ォルニア州のCourtaulds Performance Films社から市販
されている。電極４と５は、基板２の一端から他端へ平
行に存在する。電極４、５の間隔は、約1.2ミリメート
ル（mm）である。
基板３は、ホットメルト接着剤（図示しない）を用い
て基板２と電極４、５の上部に固定される。基板３は、
約250ミクロンの厚さで、ポリエステルからなり、電極
４、５の実質的に等しい大きさの表面を露出する窓７を
含む。窓７は、4mm×6mmの大きさであり、電極４、５
は、それぞれ、1.5mmの幅を有する。したがって、約6mm
2の表面が２つの電極の各々に対して露出される。ま
た、基板３は、一端に切欠部８を備え、両電極と電源
（図示しない）と電流計（図示しない）の間の電気結合
を可能にする。
バイオセンサ１は、また、ポリエステルのメッシュ９
を備える。これを試薬により含浸する。この試薬は、可
逆的電子活性化合物（ヘキサシアノ鉄酸カリウム（II
I）（フェリシアン化物）とヘキサシアノ鉄酸カリウム
（II）（フェロシアン化物））、電解質（リン酸カリウ
ムバッファ）および微結晶材料（FMC社から市販されて
いるアビセル（Avicel）RC−591Fすなわち88％の微結晶
セルロースと12％のナトリウムカルボキシメチルセルロ
ースの混合物）を含む。試薬中のこれらの化合物の乾燥
の前の濃度は、次の通りである。400ミリモル（mM）の
フェリシアン化物、55mMのフェロシアン化物、400mMの
リン酸カリウムおよび2.0％（重量：体積）のアビセ
ル。
ポリエステルのメッシュ９は、６マイクロリットル
（μＬ）の上述の試薬を直接にメッシュ９の上へ投与す
ることにより試薬で含浸される。次に、メッシュ９を、
約50℃で15分間加熱することにより乾燥する。この乾燥
は、試薬の水分の約90％を除去する。試薬を乾燥した後
で、第２図に示すように、第２絶縁基板３の上に窓７の
上方にメッシュ９を付加する。
次に、メッシュ９を保護するために、ポリエステルの
カバーメッシュ10を、試薬を含浸したメッシュ９に付加
する。血液試料をカバーメッシュ10を通って試薬含浸メ
ッシュ９に引き出すのに充分な量の表面活性剤でカバー
メッシュ10を含浸する。
上記の試薬は、以下のように作成する。
第１ステップ:7.45グラム（ｇ）のリン酸１塩基カリ
ウムと60.14gのリン酸２塩基カリウムとを400gの水に添
加する。撹拌の後で、得られた溶液を、6Nの水酸化カリ
ウムでpH8.0に調整する。
第２ステップ:20gのアビセルを480gの水に添加し高速
で撹拌する。
第３ステップ：第１ステップからの水溶性バッファと
第２ステップからのアビセル混合物をビーカー中で組み
合わせて、撹拌する。
第４ステップ：第３ステップからの混合物に24.3gの
フェリシアン化物をゆっくりと添加する。
第５ステップ:131.70gのフェリシアン化物を第４ステ
ップからの混合物にゆっくり添加し、フェリシアン化物
を添加するにつれて溶解させる。
第６ステップ：ビーカー中の混合物が１リットルにな
るまで、第５ステップからの混合物に水を加える。
上述のバイオセンサ装置は、以下の方法により、血液
試料のヘマトクリットレベルを決定するために使用でき
る。20マイクロリットル（μＬ）の血液試料11をカバー
メッシュ10に添加する。このカバーメッシュ10は、血液
試料11を試薬含浸メッシュ９に届け、これにより試薬と
血液の混合物が電極４、５の表面に堆積される。血液試
料11がバイオセンサ１に添加された20秒後に、500ミリ
ボルトのポテンシャル差が上記の２つの電極に加えられ
る。この20秒の時間の遅れは、血液試料において、試薬
を水和し電極４、５上に落ち着かせるのに充分な時間で
ある。
このポテンシャル差が加えられたとき、より正に帯電
した電極の表面でのフェロシアン化物は、ただちにフェ
リシアン化物に酸化される。酸化は上記の実施例におい
て測定される過程であるので、この電極は、通常、作用
電極といわれる。より負に帯電した電極の表面でのフェ
リシアン化物は、ただちにフェロシアン化物に還元され
る。この電極は対向電極として知られている。上記の血
液と試薬の混合物は撹拌されないので、この血液と試薬
の混合物中の追加のフェロシアン化物とフェリシアン化
物は、作用電極と対向電極の表面へそれぞれ拡散する。
ここで、より多くのフェロシアン化物がフェリシアン化
物に酸化され、より多くのフェリシアン化物がフェロシ
アン化物に還元される。結果として得られる電流は、拡
散制限（diffusion−limited）電流として公知である。
上記の例において、発生される電流の大きさを制限す
る拡散事象は、作用電極の表面へのフェロシアン化物の
拡散である。電流が、電極の表面での電子活性化合物の
濃度と電極の表面積との積に比例するので、この拡散事
象は、発生される電流を制限する。上記の例では、作用
電極と対向電極の表面積は実質的にほぼ等しい。しか
し、血液と試薬の混合物におけるフェリシアン化物の濃
度は、血液と試薬の混合物におけるフェロシアン化物の
濃度より大きい。この濃度差は、フェロシアン化物より
多くのフェリシアン化物が試薬に添加されることにより
生じ、濃度差の１つの結果として、上述の例における電
流制限事象は、作用電極の表面でのフェロシアン化物の
酸化である。
この電流制限電流の測定は、ヘマトクリット測定のた
めの基礎である。上述のように血液試料11がバイオセン
サ１に添加されたとき、ヘマトクリットと電流との間の
１つの関係が観測される。血液試料のヘマトクリット
（赤血球のパーセント）が増加するにつれ、電流は減少
する。
上で説明した試薬混合物中のフェロシアン化物の量
（乾燥の前）は、測定される血液試料のヘマトクリット
レベルを電流測定値と関連づけるのに充分な量で存在し
なければならない。上述の例では、10ミリモル（mM）の
濃度のフェリシアン化物は、分析において血液試料のヘ
マトクリットレベルを電流測定値と相互関連するのに充
分であった。フェリシアン化物の濃度が10mMより小さい
と、ヘマトクリットレベルと電流測定値との相関関係
は、ヘマトクリットレベルの測定がもはやできなくなる
まで悪化した。フェリシアン化物の濃度が10mMを越える
と、試薬がフェロシアン化物で飽和するまでは、ヘマト
クリットレベルと電流測定値との相関関係は向上した。
試薬がフェロシアン化物で飽和するとき、フェロシアン
化物の濃度がさらに増加すると、未溶解のフェロシアン
化物の存在により電流とヘマトクリットレベルとの相関
関係は悪化する。
上述の例において、試薬混合物中に存在するフェリシ
アン化物の量は、存在するフェロシアン化物の量を越え
ていなければならない。フェロシアン化物の酸化が電流
制限事象であるために、フェリシアン化物の量は、フェ
ロシアン化物より大きな濃度で存在しなければならな
い。バイオセンサの精度は、測定される試料がフェリシ
アン化物で飽和されるまで、フェリシアン化物の濃度が
増加するにつれ向上するようにみえる。飽和点を越えて
フェリシアン化物の濃度が増加すると、未溶解フェリシ
アン化物の存在のために電流とヘマトクリットレベルと
の相関関係が悪化した。
ポリエステルメッシュ９に受け入れ可能な電子活性化
合物の量の上限は、異なった電子活性化合物に対して、
試薬中のこれらの物質の溶解度の差のために異なる。ま
た、ポリエステルメッシュ９に受け入れ可能な電子活性
化合物の量の下限は、測定される血液試料のヘマトクリ
ットレベルに対して電流測定値を相互関連するのに必要
な量の違いにより、異なった電子活性化合物に対して異
なる。
上述の例におけるフェロシアン化物のフェリシアン化
物への酸化の測定に代わる他の方法として、フェリシア
ン化物のフェロシアン化物への還元が測定できた。この
場合、フェリシアン化物のフェロシアン化物への還元
は、電流を制限する動作である。試薬中のフェリシアン
化物の量は決定的な重要さを有するが、一方、フェロシ
アン化物の量は、フェリシアン化物の量を越えることを
必要とするだけである。
上記の説明は、本発明の好ましい実施例を説明した。
この発明の変形は可能であり、次に説明する。
絶縁基板２、３は、任意の有用な厚さを備えればよ
い。バイオセンサは、材料のロールから大量生産される
ように意図され、選択される材料は、ロール処理に対し
て充分可撓性であり、同時に、完成したバイオセンサに
対し有用な堅さを与えるのに充分に堅いことを必要とす
る。典型的には、ビニルポリマやポリイミドなどのプラ
スチックは、要求される電気的性質と構造的性質を備え
る。
パラジウムに加えて、白金、金、銀、炭素、チタンお
よび銅を含む他の電気伝導性材料が電極４、５のために
使用できる。貴金属は、より一定で再現可能な電極表面
積を与えるので、好ましい。パラジウムは、酸化するの
が最も困難な貴金属の１つなので、特に好ましい。銀
は、上記の他の貴金属より空気により酸化され易いの
で、好ましくない。電極４、５は、１電極での電気化学
事象が他方の電極での電気化学事象と干渉しないよう
に、十分に離されねばならない。
ポリエステルメッシュ９は、全血液試料の通過を可能
にするのに十分な多孔性を備えた任意の多孔性基板であ
ってもよい。使用できる基板の例は、メッシュ、膜（fi
lm）、溶解性ポリマー、膜（membrane）を含む。
フェリシアン化物の代わりに使用可能な可逆性電子活
性化合物の例は、フェナジンエトサルフェート（ethosu
lfate）、フェナジンメトサルフェート（methosulfat
e）、フェニレンジアミン、１−メトキシ−フェナジン
メトサルフェート、2,6−ジメチル−1,4−ベンゾキノ
ン、2,5−ジクロロ−1,4−ベンゾキノンおよび2,6−ジ
クロロ−1,4−ベンゾキノンである。
他の例では、準可逆的電子活性化合物または非可逆的
電子活性化合物が使用できる。選択された化合物の標準
ポテンシャルに依存して、化合物の酸化または還元を生
じるために、より大きなポテンシャル差が加えられねば
ならない。電子活性化合物の標準ポテンシャル（電子の
放出または受容を等しく生じさせるエネルギーレベル）
は、電極の作動窓（よい電気化学的測定ができるポテン
シャル範囲）の中になければならない。この電極の作動
窓は、正の端が、電極自体が酸化されるポテンシャルに
より定義され、負の端が、酸素の還元と水からの水素の
放出により定義される。
上述の試薬中に存在する電解質は、バッファまたは塩
であってもよく、電極表面での電子の移動を助けるため
に存在する。微結晶材料は、製造中にメッシュ上の試薬
の分散を助けるために存在する。使用できる微結晶材料
の例は、微結晶のセルロース、デキストランおよびキチ
ンである。もし微結晶材料が約0.5％（重量：体積）よ
り少なく存在すれば、試薬は、乾燥後にメッシュから落
ちやすくなる。約4.5％（重量：体積）を越えると、試
薬はゲルになる。
他の例として、多孔性基板９は、除去でき、試薬は、
第２絶縁基板３の窓７の中に直接に投与できる。カバー
メッシュ10は、もし希望なら、第２絶縁基板７の窓７の
上に直接に当てられる。
また、この発明は、上記の全試薬よりはむしろ、電子
活性化合物だけを多孔性基板９に含浸して実施できる。
バイオセンサに加えられる血液試料は、約10マイクロ
リットル（μＬ）から約50マイクロリットル（μＬ）ま
でであるべきである。約10マイクロリットル（μＬ）よ
り小さい試料体積は、電子活性化合物を水和するのに十
分でなく、電流の減少と悪い精度をもたらすかもしれな
い。約50マイクロリットル（μＬ）より大きい試料体積
は、試料内で化合物を希釈しすぎて電流を減少するかも
しれない。
血液試料がバイオセンサに加えられた後で、ポテンシ
ャル差の印加は、約５秒から約50秒まで遅延してもよ
い。電極間に印加されるポテンシャル差は、電子活性化
合物を酸化または還元するのに充分であるべきである
が、他の材料（血液成分、電極表面など）を酸化または
還元するのに不充分であるべきである。また、ポテンシ
ャル差の大きさは、電子活性化合物の電気化学性質に関
連する。もし電子活性化合物が可逆的ならば、約120ミ
リボルトだけのポテンシャル差が要求される。もし電子
活性化合物が可逆的でないならば、酸化または還元を起
こすために、はるかに大きなエネルギーが化合物の標準
ポテンシャルに加えられる必要があり、したがって、よ
り大きなポテンシャル差が要求される。
上述の好ましい実施例において、作用電極と対向電極
とは、実質的に同じ大きさであり、同じ電気伝導性材料
からなる。しかし、他の２電極バイオセンサも可能であ
る。たとえば、作用電極と対向電極とは、異なった材料
からなり、異なった大きさであってもよい。また、作用
電極、対向電極および参照電極を含む３電極バイオセン
サも可能である。それぞれの場合、電流制限事象が作用
電極で起こることが重要である。
上述の電流測定計は、通常、電流測定に対するアルゴ
リズムを適用するように調整され、ここで、ヘマトクリ
ットレベルが出力され、視覚的に示される。そのような
電源と電流測定計の改良は、共通に譲渡された米国特許
第4,963,814号（1990年10月16日発行）、米国特許第4,9
99,632号（1991年３月12日発行、出願番号第07/451,212
号、1989年12月15日出願）、米国特許第4,999,582号（1
991年３月12日発行、出願番号第07/451,108号、1989年1
2月15日出願）、米国特許出願第07/451,305号（1989年1
2月15日出願、1992年９月24日に米国特許庁特許審判・
インターフェレンス部により特許された）の主題であ
り、これらの開示はこの参照によりここに組み込まれ
る。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 オクス、マリー・ルアン アメリカ合衆国 46038 インディアナ、 フィッシャーズ、ピューター・プレイス 12539番 (72)発明者 モリス、ギルバート・シー アメリカ合衆国 46012 インディアナ、 アンダーソン、ホールデン・ドライブ 2414番 (56)参考文献 特開 昭63−101745（ＪＰ，Ａ) 特開 昭64−26157（ＪＰ，Ａ) 特開 平３−99254（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−240859（ＪＰ，Ａ) 特開 昭63−133062（ＪＰ，Ａ) 特開 昭62−25262（ＪＰ，Ａ) 特開 昭59−13947（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−171655（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−29450（ＪＰ，Ａ) 特開 昭52−2770（ＪＰ，Ａ) 特表 平５−502727（ＪＰ，Ａ) 特表 平５−505459（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.7，ＤＢ名) G01N 27/26 - 27/49 G01N 33/48 - 33/49

Claims (3)

    (57)【特許請求の範囲】
  1. 【請求項１】血液試料のヘマトクリットレベルを測定す
    るバイオセンサであって、 （ａ）第１絶縁基板と、 （ｂ）第１絶縁基板に付着した作用電極および対向電極
    と、 （ｃ）作用電極と対向電極とに重なり、作用電極と対向
    電極の１部を露出するための窓を備え、両電極と電流計
    および電源との間の接触を可能にするための切欠部を１
    端に備える第２絶縁基板と、 （ｄ）第２絶縁基板の窓の中に直接に入れられる可逆性
    電子活性化合物の酸化型および還元型、または、前記の
    窓の上に位置された多孔性基板の中に含侵されて、前記
    の作用電極と対向電極とから空間的に離れて位置され、
    バイオセンサに血液試料を添加する前に前記の作用電極
    および対向電極と多孔性基板との間に空き空間を与える
    可逆性電子活性化合物の酸化型および還元型と からなるバイオセンサ。
  2. 【請求項２】請求項１に記載したバイオセンサを含み、
    さらに、 （ｅ）上記の作用電極と対向電極とに電気的に接続さ
    れ、作用電極の表面での上記の電子活性化合物の還元型
    の拡散制限電子的酸化または上記の電子活性化合物の酸
    化型の拡散制限電子的還元を生じるのに十分なポテンシ
    ャル差を作用電極と対向電極との間に印加できる電源
    と、 （ｆ）上記の作用電極と対向電極とに電気的に接続し、
    作用電極の表面での上記の電子活性化合物の還元型の酸
    化または上記の電子活性化合物の酸化型の還元により生
    じる電流を測定できる電流計と を備える装置。
  3. 【請求項３】（ａ）請求項１または２に記載したバイオ
    センサの多孔性基板に血液試料を添加し、これにより、
    電子活性化合物と血液試料の混合物を形成し、この混合
    物を両電極の表面に堆積し、 （ｂ）作用電極の表面で混合物中の電子活性化合物を酸
    化または還元するのに充分なポテンシャル差を作用電極
    と対向電極との間に印加して、これにより電流を発生
    し、 （ｃ）この電流を測定して、電流をヘマトクリットレベ
    ルと相互関連づける血液試料のヘマトクリットレベルの
    測定法。
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