CN102576001A - 生物传感器 - Google Patents

生物传感器 Download PDF

Info

Publication number
CN102576001A
CN102576001A CN2011800042352A CN201180004235A CN102576001A CN 102576001 A CN102576001 A CN 102576001A CN 2011800042352 A CN2011800042352 A CN 2011800042352A CN 201180004235 A CN201180004235 A CN 201180004235A CN 102576001 A CN102576001 A CN 102576001A
Authority
CN
China
Prior art keywords
biology sensor
enzyme
layer
potassium gluconate
sericin
Prior art date
Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
Granted
Application number
CN2011800042352A
Other languages
English (en)
Other versions
CN102576001B (zh
Inventor
田中秀树
佐藤秀树
田中贵文
Current Assignee (The listed assignees may be inaccurate. Google has not performed a legal analysis and makes no representation or warranty as to the accuracy of the list.)
Gunze Ltd
Original Assignee
Gunze Ltd
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by Gunze Ltd filed Critical Gunze Ltd
Publication of CN102576001A publication Critical patent/CN102576001A/zh
Application granted granted Critical
Publication of CN102576001B publication Critical patent/CN102576001B/zh
Expired - Fee Related legal-status Critical Current
Anticipated expiration legal-status Critical

Links

Images

Classifications

    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/54—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving glucose or galactose

Landscapes

  • Chemical & Material Sciences (AREA)
  • Life Sciences & Earth Sciences (AREA)
  • Health & Medical Sciences (AREA)
  • Organic Chemistry (AREA)
  • Wood Science & Technology (AREA)
  • Zoology (AREA)
  • Proteomics, Peptides & Aminoacids (AREA)
  • Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biophysics (AREA)
  • General Health & Medical Sciences (AREA)
  • Immunology (AREA)
  • Analytical Chemistry (AREA)
  • Molecular Biology (AREA)
  • Physics & Mathematics (AREA)
  • Biochemistry (AREA)
  • Bioinformatics & Cheminformatics (AREA)
  • Genetics & Genomics (AREA)
  • Microbiology (AREA)
  • General Engineering & Computer Science (AREA)
  • Biotechnology (AREA)
  • Chemical Kinetics & Catalysis (AREA)
  • Hematology (AREA)
  • Emergency Medicine (AREA)
  • Electrochemistry (AREA)
  • General Physics & Mathematics (AREA)
  • Pathology (AREA)
  • Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
  • Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
  • Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)

Abstract

本发明提供一种生物传感器，其抑制吸湿所致的输出变化，且无性能变化。本发明的生物传感器具备：由绝缘体形成的基板(12)、彼此空出一定间隔地设于该基板上的一对电极(14，16)、以与该电极电连接的方式形成且具有与特定成分反应的试剂层(28，30)的反应部(22)、以及将样品导入至该反应部中的供给口；所述反应部与由所述供给口导入的样品中的特定成分反应，对该特定成分进行定量分析；所述试剂层中含有：(a)酶；(b)亲水性高分子；(c)选自丝胶蛋白水解物、葡糖酸钾、丝胶蛋白水解物与葡糖酸钾的混合物这三者中的任意之一的化合物。

Description

生物传感器
技术领域
本发明涉及对试样液中的特定成分进行检测的生物传感器、特别是检测试剂的构成。
背景技术
以往研究出了对样品的血糖值等进行测定的生物传感器及其制造方法(例如，参见专利文献1～专利文献4)。图1示出了现有通常的生物传感器(传感器芯片)1。该生物传感器1如下制造：在电极绝缘基板2上平行靠近地设置工作电极3和对电极4，在电极绝缘基板2、工作电极3和对电极4上热粘接具有反应部孔室(cell)5的掩片6，在反应部孔室5内的工作电极3和对电极4上涂布含有氧化还原酶的反应部用涂布液并进行干燥，形成含有试剂层的反应部7，由此来制造生物传感器1。需要说明的是，掩片6上层积有电绝缘性的垫片8和透明的保护片9。利用该生物传感器1，通过将其安装于血糖值测量显示器并放入样品，则血糖值测量显示器对血糖值进行测量显示，从而能够检测血糖值。
此处，一般来说，生物传感器会由于吸湿而导致试剂层所含有的介质还原，实际经过反应而被还原的介质量会增多，因而背景值会上升，产生误差。
因此，对生物传感器实行在铝单独包装内或树脂制造的瓶内加入干燥剂以保持低湿度等的对策。但是，特别是在瓶内装有多个芯片的情况下，受到反复开封所致吸湿的影响，输出可能会发生变化。另外，铝单独包装会增大制造成本。
因此，希望有一种抑制吸湿所致的输出变化、且无性能变化的生物传感器。
根据日本特开2002-207022中的记载，发现在热或水分的存在下，试剂层所含有的酶蛋白或亲水性高分子的一部分等与电子传递体发生还原反应，因而产生背景电流(噪音电流)，背景电流值经时性上升，从而导致传感器性能变差这样的问题变得显著，作为该问题的对策想出了添加糖醇或金属盐的手段。
另外，在日本特开2008-261653中公开了，为了使目的蛋白质水溶液的溶液状态稳定化，除了该蛋白质外，在水溶液中还共存有丝胶蛋白和/或其水解物或者其同等物，从而能够抑制浑浊的发生。
另外，在日本特开2008-239512中公开了一种抗体的稳定化方法，该方法的特征在于，使抗体与丝胶蛋白和/或其水解物、或者其同等物共存。
进一步地，在日本特开2008-143790中公开了一种蛋白质的溶解性改善方法，该方法的特征在于，使蛋白质与丝胶蛋白和/或其水解物或者其同等物在水溶液中共存。
进一步地，在日本特开2007-151546中还公开了下述方法：为了进行生物体分子、特别是临床诊断药中所用的酶或标记抗体的稳定化，使(a)生物体分子和(b)丝胶蛋白和/或其水解物或其同等物共存，使生物体分子稳定化。
但是，即使将这些方法直接应用于对血糖值等进行测定的上述生物传感器中，也不一定会在针对吸湿的稳定化方面得到所期望的改善效果。
另一方面，日本专利3867959中记载了一种葡萄糖传感器，其具备：电气绝缘性基板；设于上述基板上的至少具有工作电极和反电极的电极系；以及与上述电极系相接或在其附近形成的、至少含有吡咯喹啉醌作为辅酶的葡萄糖脱氢酶的反应层，其中，上述反应层含有选自由葡糖酸及其盐组成的组中的至少一种添加剂。
但是，即使将这些方法直接应用于测定血糖值等的上述生物传感器中，也不一定会在针对吸湿的稳定化方面得到所期望的改善效果。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：国际公开第2004/017057号小册子
专利文献2：日本特公平7-114705号公报
专利文献3：日本专利第3063442号公报
专利文献4：日本专利第3483314号公报
专利文献5：日本特开2002-207022号公报
专利文献6：日本特开2008-239512号公报
专利文献7：日本特开2008-143790号公报
专利文献8：日本特开2007-151546号公报
专利文献9：日本专利第3867959号公报
发明内容
发明所要解决的课题
本发明的目的在于提供一种抑制吸湿所致的输出变化、且无性能变化的生物传感器。
用于解决课题的手段
本发明的要点在于一种生物传感器，其特征在于：该生物传感器具备：
基板，其由绝缘体形成；
一对电极，该一对电极彼此空出一定间隔，设于所述基板上；
反应部，其以与所述电极电连接的方式形成，具有与特定成分反应的试剂层；和
供给口，其用于将样品导入至该反应部中，
所述反应部与由所述供给口导入的样品中的特定成分反应，对该特定成分进行定量分析，
所述试剂层中含有：
(a)酶、
(b)亲水性高分子、和
(c)选自丝胶蛋白水解物、葡糖酸钾、丝胶蛋白水解物与葡糖酸钾的混合物这三者中的任意之一的化合物。
上述亲水性高分子可以为羧基甲基纤维素的钠盐。
上述试剂层可以含有酶和电子传递体。
上述试剂层可以由含有酶的反应层与含有电子传递体的层构成。
并且，本发明的特征在于，上述生物传感器中，上述酶为葡萄糖氧化酶。
另外，本发明的特征在于，上述生物传感器中，上述酶为葡萄糖脱氢酶。
发明效果
根据本发明，可以提供一种生物传感器，其抑制吸湿所致的输出变化，且无性能变化。
附图说明
图1为表示通常的生物传感器的图，图1(a)为俯视图，图1(b)为A-A线切断部截面图。
图2为表示本发明实验例中所用的生物传感器的要部的图，图2(a)为俯视图，图2(b)为A-A线切断部截面图。
图3为用于对制作本发明实验例中所用的其他生物传感器的方法进行说明的图，图3(a)为形成第1层时的俯视图，图3(b)为形成第1层时的截面图，图3(c)为形成第2层时的俯视图，图3(d)为形成第2层时的截面图。
图4为表示本发明实验例中的葡萄糖浓度与电流积分值的关系的曲线图。
图5为表示本发明实验例中的葡萄糖浓度与电流积分值的关系的曲线图。
图6为表示本发明实验例中的葡萄糖浓度与电流积分值的关系的曲线图。
图7为表示本发明的实验例中在30℃、65％下的暴露时间与电流积分值的关系的曲线图。
图8为表示本发明实验例中的谷氨酸钠添加量与电流积分值的关系的曲线图。
图9为表示本发明实验例中的谷氨酸钾添加量与电流积分值的关系的曲线图。
图10为表示本发明实验例中的葡糖酸钾添加量与变化量的关系的曲线图。
图11为表示本发明实验例中的CMC 1％+葡糖酸钾添加量与变化量的关系的曲线图。
图12为表示本发明实验例中的丝胶蛋白添加量与变化量的关系的曲线图。
图13为表示本发明实验例中的CMC 1％+丝胶蛋白添加量与变化量的关系的曲线图。
图14为表示本发明实验例中的葡糖酸钾添加量与变化量的关系的曲线图。
图15为表示本发明实验例中的丝胶蛋白添加量与变化量的关系的曲线图。
图16为表示本发明实验例中的葡萄糖浓度与电流积分值的关系的曲线图，其为表示初期特性的曲线图。
图17为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为0mg/dl的情况的曲线图。
图18为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为100mg/dl的情况的曲线图。
图19为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为100mg/dl的情况的曲线图。
图20为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为300mg/dl的情况的曲线图。
图21为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为300mg/dl的情况的曲线图。
图22为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为500mg/dl的情况的曲线图。
图23为表示本发明实验例的经过天数与电流积分值的变化的关系的曲线图，其为表示葡萄糖浓度为500mg/dl的情况的曲线图。
具体实施方式
本发明人发现，若不向试剂层中添加为了维持酶活性而添加的酶稳定化剂，则不会有吸湿所致的背景值的上升，从而明确了酶蛋白不是背景值上升的原因。但是，在没有酶稳定化剂的情况下，高温或者长期保存时的酶失活会引起输出降低。
此处，本发明人进一步对于在酶稳定化方面有效且不使背景值上升的添加剂进行了各种研究，结果发现，含有亲水性高分子与丝胶蛋白水解物、或含有亲水性高分子与葡糖酸钾、或含有亲水性高分子与丝胶蛋白水解物和葡糖酸钾是有效的。
下面示出实验例对其进行说明。另外，只要没有限定，本说明书中的浓度或者某种物质相对于其他物质的％表示是指重量基准的比例(重量％)。
传感器芯片的制作
使用图2所示构成的传感器芯片。在图2中，符号10为本实验例中所用的传感器芯片。该传感器芯片10的制造方法包括下述步骤：在电气绝缘基板12上平行靠近地设置工作电极14和对电极16的电极部形成步骤；将具有反应部孔室18的掩片20热粘接的遮掩步骤；在反应部孔室18内的工作电极14和对电极16上形成具有氧化还原酶的反应部22的反应部形成步骤；以及在掩片20上层积电气绝缘性的垫片24和透明的保护片26的层积步骤。
需要说明的是，对于工作电极14和对电极16，在聚酰亚胺膜一侧的面进行铂的溅射，在另一侧的面涂布热粘材料(乙烯乙酸乙烯酯)，将所得物品细切成带状，使用该带状物。通过将该带状物热粘接在电气绝缘基板12上来形成电极部。
反应部形成步骤包括第一层形成步骤和第二层形成步骤，在第一层形成步骤中，在工作电极14和对电极16上涂布具有氧化还原酶的第一反应部用涂布液，进行干燥，来形成第一层28；在第二层形成步骤中，在第一层28上涂布具有亲水性高分子化合物和电子受体的第二反应部用涂布液，进行干燥，来形成第二层30。在第一层形成步骤中，例如，将氧化还原酶溶解于水中进行涂布。在第二层形成步骤中，为了不使第一层28溶解，利用不会溶解第一层28的溶剂来溶解亲水性高分子化合物。作为该溶剂，在本实验例中使用乙基溶纤剂。通过这样的反应部形成步骤，如图2所示，形成了由作为试剂层的第一层28和第二层30构成的反应部22。
传感器的评价方法
使用葡萄糖水溶液，求出葡萄糖浓度与电流积分值的关系。此处，所谓电流积分值为如下得到的值：吸入测定样品后使电极间的电位以50mV/sec的速度进行0V→-0.2V→0V→+0.2V的变化，将-0.1V→+0.2V电压扫描时在电极间流经的电流变换为电压，每隔0.1sec进行A/D转换将60次的结果进行积分，所得值为电流积分值。
耐热性的评价方法
将传感器芯片连同干燥剂一起单独包装在铝袋中，以在温度50℃保持7天后的葡萄糖浓度300mg/dl下的输出降低为指标。具体使用以下数学式。
50℃保存7天后的浓度降低
Δ300＝初期的浓度300mg/dl积分值-加热后的300mg/dl积分值
降低量(mg/dl)＝Δ300/灵敏度a
※灵敏度a：葡萄糖浓度0mg/dl、100mg/dl、300mg/dl的输出值近似直线时的斜率
该降低量越少，耐热性越好。
耐湿性的评价方法
不对传感器芯片进行独立包装，以在温度30℃湿度65％保持16小时后的葡萄糖浓度0mg/dl下的输出上升为指标。具体使用以下数学式。
温度30℃湿度65％保持后的浓度降低
Δ0＝加湿后的0mg/dl积分值-初期的浓度0mg/dl积分值
增加量(mg/dl)＝Δ0/灵敏度a
※灵敏度a：葡萄糖浓度0mg/dl、100mg/dl、300mg/dl的输出值近似直线时的斜率
该增加量为背景值的增加，增加量越少，耐湿性越好。
反应层的形成方法
将0.78μl的含有GOD(葡萄糖氧化酶)1.8％和添加剂的水溶液滴加在电极上后，在40℃进行6分钟干燥，形成第1层。进一步地，将微粒化的铁氰化钾(中位直径3.9μm)分散在PVP(聚乙烯吡咯烷酮)1.3％的乙基溶纤剂溶液中达到27.6％的浓度，将0.76μl所得到的溶液滴加在第1层18上，形成第2层。
图4表示由添加剂的有无所致的葡萄糖浓度-电流积分值的关系的差异。作为添加剂，添加与酶量相同的1.8％的谷氨酸钠。在有添加剂的情况下，直至葡萄糖浓度达到500mg/dl仍具有线性，但在无添加剂的情况下线性低。对于此时的酶活性，在传感器每一芯片中，在有添加剂时为4.2U/芯片、在无添加剂时为1.0U/芯片。在无添加剂时，由于酶活性降低，因而对葡萄糖浓度的灵敏度会降低。
接下来，在图5、图6中表示对这些传感器在50℃进行7天加热后的特性。在有添加剂(图5)时，50℃加热后的特性与初期相比也大致没有变化；在浓度300mg/dl时，变化量为9.8mg/dl。在无添加剂(图6)时，降低量较大，为61.3mg/dl，保存时的加热使得输出大大减少。
进一步地，图7表示对这些传感器在30℃、65％RH进行加湿时的输出的经时变化。
在有添加剂时，输出随着时间经过上升，在16小时的时刻为37.0mg/dl。在没有添加剂时几乎没有上升，在16小时的时刻为0.5mg/dl。
由以上结果判明，吸湿所致的背景值上升不是由酶所致的，而是由酶所含有的稳定化剂等添加剂所致的。
下面示出改变添加剂的种类、浓度来进行上述评价的结果。
谷氨酸钠添加量依存性
图8表示添加1.8％的GOD(葡萄糖氧化酶)和0～1.8％的范围的谷氨酸钠时的耐热性与耐湿性的评价结果。添加量越多，则耐热性越好，但耐湿性非常差。
谷氨酸钾的添加量依存性
图9表示添加1.8％的GOD(葡萄糖氧化酶)和0～1.8％的范围的谷氨酸钾时的耐热性和耐湿性的评价结果。添加量越多，则耐热性越好，但耐湿性非常差。结果与谷氨酸钠大致同样。
葡糖酸钾的添加量依存性
图10表示1.8％的GOD(葡萄糖氧化酶)与0～1.8％的范围的葡糖酸钾时的耐热性和耐湿性的评价结果。相比于谷氨酸钠、谷氨酸钾，对耐湿性的影响小。
CMC(羧甲基纤维素)1％与葡糖酸钾的添加量依存性
图11表示添加GOD(葡萄糖氧化酶)1.8％与葡糖酸钾时的耐热性和耐湿性的评价结果。CMC 1％单独添加时耐热性上升至40mg/dl(葡糖酸钾添加为0％的点)。通过进一步添加葡糖酸钾，即使葡糖酸钾的添加量少，耐热性也有改善，可减少对耐湿性的影响。
丝胶蛋白水解物的添加量依存性
图12表示添加GOD(葡萄糖氧化酶)1.8％与丝胶蛋白水解物时的耐热性与耐湿性的评价结果。尽管对耐热性的效果小，但添加不会使耐湿性变差。
CMC1％与丝胶蛋白水解物的添加量依存性
图13表示添加GOD(葡萄糖氧化酶)1.8％和CMC 1％与丝胶蛋白水解物时的耐热性与耐湿性的评价结果。CMC 1％单独添加时，耐热性上升至40mg/dl。进一步添加少量丝胶蛋白水解物时，对耐湿性无影响，耐热性提高。
同时添加CMC和葡糖酸钾与丝胶蛋白水解物的情况
这种情况下，作为传感器的评价方法，与上述同样地使用葡萄糖水溶液，求出葡萄糖浓度与电流积分值的关系。其中，此处，作为电流积分值，使用如下得到的值：吸入测定样品后使电极间的电位以200mV/sec的速度进行0V→-0.2V→0V→+0.2V的变化，将-0.1V→+0.2V电压扫描时在电极间流经的电流变换为电压，每隔0.025sec进行A/D转换将60次的结果进行积分，得到电流积分值。
并且，作为反应层的形成方法，使用图3所示构成的传感器芯片。制作工作电极114、对电极116时，在电极绝缘基板110上直接溅射镍，对所得到的部件通过照相平版印刷进行图案化。将含有GOD(葡萄糖氧化酶)3.0％和CMC(羧甲基纤维素)0.8％的水溶液0.15μl滴加在工作电极114、对电极116上，在40℃进行6分钟干燥，从而如图3(a)和(b)所示形成第1层118。进一步地，将微粒化的铁氰化钾(中位直径3.9μm)分散在HPC(羟基丙基纤维素)1.13％的乙基溶纤剂溶液中达到12.5％的浓度，将0.20μl所得到的溶液滴加在第1层118上，如图3(c)和(d)所示形成第2层120。如此形成由第1层118和第2层120构成的反应部122。
在该方式中，向添加剂中添加CMC(0.8％)和葡糖酸钾与丝胶蛋白水解物，将该情况的特性示于图14。在丝胶蛋白水解物为1.8％时，即使添加葡糖酸钾，耐热性和耐湿性也均为良好。
葡糖酸钾为0.3％、改变丝胶蛋白水解物的添加量的情况
在上述方法中，在添加剂中添加CMC 0.8％和葡糖酸钾与丝胶蛋白水解物，改变丝胶蛋白水解物的添加量，将该情况的特性示于图15。不管丝胶蛋白水解物的添加量如何，特性均良好。
下面对本发明的生物传感器在高温长期保存情况下的性能变化进行说明。作为评价方法，在将本发明的生物传感器在高温下长期保存的情况下求出经过天数与电流积分值的关系。
作为电流积分值，使用如下得到的值：吸入测定样品后使电极间的电位以200mV/sec的速度进行0V→-0.2V→0V→+0.2V的变化，将-0.1V→+0.2V电压扫描时在电极间流经的电流变换为电压，每隔0.025sec进行A/D转换将60次的结果进行积分，得到电流积分值。
在下述情况下，向可以在低湿度下保持生物传感器1的瓶内加入芯片，在70℃进行保存，测定相对于葡萄糖水溶液的输出，对相对于初期输出的比例进行作图；所述情况为：酶使用GOD(葡萄糖氧化酶)，同时添加葡糖酸钾和丝胶蛋白水解物的情况；酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)，同时添加葡糖酸钾和丝胶蛋白水解物的情况；酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)，添加葡糖酸钾但不添加丝胶蛋白水解物的情况；酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)，添加丝胶蛋白水解物但不添加葡糖酸钾的情况。
在酶使用GOD(葡萄糖氧化酶)、同时添加葡糖酸钾和丝胶蛋白水解物的情况下，将含有GOD(葡萄糖氧化酶)3.0％和CMC(羧甲基纤维素)0.8％、葡糖酸钾0.3％、丝胶蛋白水解物1.8％的水溶液0.15μl滴加在工作电极114、对电极116上，在40℃进行6分钟干燥，从而如图3(a)和(b)所示形成第1层118。第2层120利用与图3的第2层120相同的方法来形成。
在酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)、同时添加葡糖酸钾和丝胶蛋白水解物的情况下，将含有GDH(葡萄糖脱氢酶)3.0％和CMC(羧甲基纤维素)0.8％、葡糖酸钾0.3％、丝胶蛋白水解物1.8％的水溶液0.15μl滴加在工作电极114、对电极116上，在40℃进行6分钟干燥，从而如图3(a)和(b)所示形成第1层118。第2层120利用与图3的第2层120相同的方法来形成。
在酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)、添加葡糖酸钾但不添加丝胶蛋白水解物的情况下，将含有GDH(葡萄糖脱氢酶)3.0％和CMC(羧甲基纤维素)0.8％、葡糖酸钾0.3％的水溶液0.15μl滴加在工作电极114、对电极116上，在40℃进行6分钟干燥，从而如图3(a)和(b)所示形成第1层118。第2层120利用与图3的第2层120相同的方法来形成。
在酶使用GDH(葡萄糖脱氢酶)、添加丝胶蛋白水解物但不添加葡糖酸钾的情况下，将含有GDH(葡萄糖脱氢酶)3.0％和CMC(羧甲基纤维素)0.8％、丝胶蛋白水解物1.8％的水溶液0.15μl滴加在工作电极114、对电极116上，在40℃进行6分钟干燥，从而如图3(a)和(b)所示形成第1层118。第2层120利用与图3的第2层120相同的方法来形成。
在葡萄糖浓度为0mg/dl的情况下，如图17所示，特性相同而与GOD、GDH无关。在仅添加丝胶蛋白水解物的情况下，输出的变化小。在仅添加葡糖酸钾时，观察到输出的上升，但通过与丝胶蛋白水解物同时添加，输出的上升得到抑制。
在葡萄糖浓度为100mg/dl、300mg/dl、500mg/dl的情况下，如图18～图23所示，特性相同而与GOD、GDH无关。在仅添加葡糖酸钾的情况下，初期维持特性良好，但无法长期保存。在仅添加丝胶蛋白水解物的情况下，初期输出的降低较大。可知，通过同时添加葡糖酸钾和丝胶蛋白水解物，可在抑制初期降低的同时确保长期稳定性。
工业实用性
根据本发明，可以提供一种抑制吸湿所致的输出变化、且无性能变化的生物传感器。因此，本发明可以广泛用于各种生物传感器的制造。
符号说明
1：生物传感器
2、12、110：电极绝缘基板
3、14、114：工作电极
4、16、116：对电极
5、18：反应部孔室
6、20：掩片
7、22、122：反应部
8、24：垫片
9、26：保护片
10：传感器芯片
28、118：第一层
30、120：第二层

Claims (6)

1.一种生物传感器，其特征在于，
该生物传感器具备：
基板，其由绝缘体形成；
一对电极，该一对电极彼此空出一定间隔，设于所述基板上；
反应部，其以与所述电极电连接的方式形成，具有与特定成分反应的试剂层；和
供给口，其用于将样品导入至该反应部中，
所述反应部与由所述供给口导入的样品中的特定成分反应，对该特定成分进行定量分析，
所述试剂层中含有：
(a)酶、
(b)亲水性高分子、和
(c)选自丝胶蛋白水解物、葡糖酸钾、丝胶蛋白水解物与葡糖酸钾的混合物这三者中的任意之一的化合物。
2.如权利要求1所述的生物传感器，其特征在于，所述亲水性高分子为羧基甲基纤维素。
3.如权利要求1或2所述的生物传感器，其特征在于，所述试剂层含有酶和电子传递体。
4.如权利要求1～3的任一项所述的生物传感器，其中，所述试剂层由含有酶的反应层和含有电子传递体的层构成。
5.如权利要求1～4的任一项所述的生物传感器，其中，所述酶为葡萄糖氧化酶。
6.如权利要求1～4的任一项所述的生物传感器，其中，所述酶为葡萄糖脱氢酶。
CN201180004235.2A 2010-01-14 2011-01-13 生物传感器 Expired - Fee Related CN102576001B (zh)

Applications Claiming Priority (3)

Application Number Priority Date Filing Date Title
JP2010-005895 2010-01-14
JP2010005895 2010-01-14
PCT/JP2011/050396 WO2011087033A1 (ja) 2010-01-14 2011-01-13 バイオセンサー

Publications (2)

Publication Number Publication Date
CN102576001A true CN102576001A (zh) 2012-07-11
CN102576001B CN102576001B (zh) 2014-11-19

Family

ID=44304306

Family Applications (1)

Application Number Title Priority Date Filing Date
CN201180004235.2A Expired - Fee Related CN102576001B (zh) 2010-01-14 2011-01-13 生物传感器

Country Status (3)

Country Link
JP (1) JP5798044B2 (zh)
CN (1) CN102576001B (zh)
WO (1) WO2011087033A1 (zh)

Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2787507B2 (ja) * 1990-06-21 1998-08-20 財団法人大日本蚕糸会 生理活性物質を固定化した担持物とその製造方法
CN1327536A (zh) * 1999-10-05 2001-12-19 松下电器产业株式会社 葡萄糖传感器
JP2005046001A (ja) * 2001-06-15 2005-02-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 脂質修飾酵素の製造方法およびバイオセンサ
CN101305093A (zh) * 2005-11-11 2008-11-12 东洋纺织株式会社 用于稳定生物分子的方法及组合物

Patent Citations (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2787507B2 (ja) * 1990-06-21 1998-08-20 財団法人大日本蚕糸会 生理活性物質を固定化した担持物とその製造方法
CN1327536A (zh) * 1999-10-05 2001-12-19 松下电器产业株式会社 葡萄糖传感器
JP2005046001A (ja) * 2001-06-15 2005-02-24 Matsushita Electric Ind Co Ltd 脂質修飾酵素の製造方法およびバイオセンサ
CN101305093A (zh) * 2005-11-11 2008-11-12 东洋纺织株式会社 用于稳定生物分子的方法及组合物

Also Published As

Publication number Publication date
JP5798044B2 (ja) 2015-10-21
WO2011087033A1 (ja) 2011-07-21
CN102576001B (zh) 2014-11-19
JPWO2011087033A1 (ja) 2013-05-20

Similar Documents

Publication Publication Date Title
EP1828759B1 (en) Biosensors comprising ruthenium containing mediators and method of using the same
CA2358464C (en) Disposable test strips with integrated reagent/blood separation layer
Bilgi et al. Biosensor application of screen-printed carbon electrodes modified with nanomaterials and a conducting polymer: Ethanol biosensors based on alcohol dehydrogenase
CN1227525C (zh) 生物传感器
CN1098459C (zh) 生物传感器
EP1398386B1 (en) Mediator stabilized reagent compositions and methods for their use in electrochemical analyte detection assays
Soldatkin et al. Creatinine sensitive biosensor based on ISFETs and creatinine deiminase immobilised in BSA membrane
Ahmad et al. Wide linear-range detecting high sensitivity cholesterol biosensors based on aspect-ratio controlled ZnO nanorods grown on silver electrodes
Pandey et al. A new glucose sensor based on encapsulated glucose oxidase within organically modified sol–gel glass
Yin et al. Glucose ENFET doped with MnO2 powder
Upadhyay et al. Amperometric biosensor for hydrogen peroxide based on coimmobilized horseradish peroxidase and methylene green in ormosils matrix with multiwalled carbon nanotubes
CN1462367A (zh) 生物传感器
Kucherenko et al. A highly selective amperometric biosensor array for the simultaneous determination of glutamate, glucose, choline, acetylcholine, lactate and pyruvate
Pisoschi Potentiometric biosensors: concept and analytical applications-an editorial
US20090050477A1 (en) Disposable sensor for liquid samples
Spricigo et al. Sulfite biosensor based on osmium redox polymer wired sulfite oxidase
WO2007123179A1 (ja) バイオセンサ
Lee et al. Fabrication of a highly sensitive penicillin sensor based on charge transfer techniques
Du et al. Comparison of drug sensitivity using acetylcholinesterase biosensor based on nanoparticles–chitosan sol–gel composite
CN1374518A (zh) 生理传感器和基质定量方法
US20090071823A1 (en) Disposable enzymatic sensor for liquid samples
CN101430303B (zh) 一种单层功能膜脲酶生物传感器芯片及制备方法
CN102576001B (zh) 生物传感器
Warriner et al. Modified microelectrode interfaces for in-line electrochemical monitoring of ethanol in fermentation processes
Mieliauskiene et al. Amperometric determination of acetate with a tri-enzyme based sensor

Legal Events

Date Code Title Description
C06 Publication
PB01 Publication
C10 Entry into substantive examination
SE01 Entry into force of request for substantive examination
C14 Grant of patent or utility model
GR01 Patent grant
CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee

Granted publication date: 20141119

Termination date: 20200113

CF01 Termination of patent right due to non-payment of annual fee