CN104280431B - 用于生物传感器的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物传感器 - Google Patents

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Abstract

本发明公开了用于具有高灵敏度的生物传感器的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物传感器，通过反应氧化还原酶、含金属配合物和萘酚绿B，所述试剂组合物能够改善分析物(例如葡萄糖)的分析线性，并且由于可以检测少量分析物的浓度，其能够使测量血糖所需的血液尽可能少。所述用于生物传感器的试剂组合物包含酶和至少两种电子传递介质，所述至少两种电子传递介质包括萘酚绿B。

Description

用于生物传感器的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物 传感器
相关申请的交叉引用
本申请要求于2013年7月2日提交的韩国专利申请No.10-2013-0077335的优先权，其公开内容通过引用整体并入本文。
技术领域
本发明涉及用于具有高灵敏度的生物传感器的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物传感器，其中所述试剂组合物能够改善分析物(例如葡萄糖)的分析线性、检测少量分析物的浓度以及使测量血糖所需的血液尽可能少。
背景技术
本发明涉及用于生物传感器的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物传感器，并且特别地涉及用于对生物样品中的特定成分进行定量的试剂组合物及包含所述试剂组合物的生物传感器。
最近，随着糖尿病患者数量的增加，为了诊断和预防糖尿病，定期测量血糖量的必要性一直在增加。已知这样的糖尿病是重要的健康风险因素。通常，美国糖尿病协会(American Diabetes Association，ADA)推荐大多数胰岛素依赖性糖尿病患者每天检查血糖三次或更多。胰岛素控制血糖的利用并预防高血糖症，在未对糖尿病进行治疗时，高血糖症可导致酮病。但是，胰岛素治疗的不恰当管理(management)可导致低血糖症。由于低血糖症可导致昏迷，所以其对于患者而言可能是致命的。
此外，当患者长期患有糖尿病时，可导致并发症，例如心脏病、动脉粥样硬化、失明、中风、高血压和肾衰竭。由于胰岛素注射量与血糖的量相关，所以精确检测血糖对于适当地治疗糖尿病是必要的。
因此，生产了多种血糖仪以使得可以使用便携式仪器容易地测量血糖。通常，在血糖仪中，每位使用者使用条型生物传感器(strip-type biosensor)。这样的生物传感器的操作原理基于光学方法或电化学方法。
在这些方法中，电化学方法的最大特征是使用电子传递介质(electron transfermediator)。作为电子传递介质，可以使用：二茂铁、二茂铁的衍生物；醌、醌的衍生物；含过渡金属的有机物质和无机物质(例如，六胺合钌、含锇聚合物和铁氰化钾)；以及电子传递有机物质，例如有机导电盐和紫罗碱(viologen)。
使用电化学方法测量血糖的原理如下。首先，由于葡萄糖氧化酶的催化作用，血糖氧化成葡萄糖酸盐。同时，作为葡萄糖氧化酶的活性位点的FAD被还原成FADH2。然后，经还原的FADH2通过与电子传递介质的氧化还原反应被氧化成FAD，而电子传递介质被还原。由以这种方式形成的还原态电子传递介质产生的电子分散到电极表面。此时，通过测量由还原态电子传递介质的氧化电势施加于工作电极表面产生的电流来测量血糖浓度。
与采用常规光学方法的生物传感器不同，采用上述测量原理的电化学生物传感器可降低氧的影响，并且即使在样品浑浊时也可使用样品而无需分离预处理。
此外，一般的电化学生物传感器制作成使得采用诸如丝网印刷(screenprinting)的方法在电绝缘基板上形成包括多个电极的电极系统，并且在所形成的电极系统上形成由亲水聚合物、氧化还原酶和电子受体形成的酶反应层。当包含底物的样品溶液滴在电化学生物传感器的酶反应层上时，酶反应层溶解，底物与酶反应，底物被氧化，从而电子受体被还原。在酶反应完成后，可以由通过对还原的电子受体进行电化学氧化而获得的氧化电流来获得样品溶液中底物的浓度。
当使用这样的生物传感器时，使用少量样品精确快速地获得测量值对于最大限度方便使用者是非常重要的问题。大多数用于测量血糖的产品使用采集血样然后用生物传感器量化血液中的血糖的方法。但是，由于采集血样对于患者来说是相当疼痛的操作，所以有必要使测量所必需的血液量尽可能少以减轻患者的疼痛。特别地，当使用1μL或更少量的样品、优选地使用0.5μL或更少量的样品、更优选0.3μL或更少量的样品时，由于可以从替代部位(例如前臂)采集血样和进行测量，所以可以使在患者测量血糖时导致的疼痛尽可能小。因此，生物传感器需要使测量血糖所必需的血液量尽可能少。
此外，该生物传感器的另一个问题是测量的灵敏度随小型化而降低。固定至电极表面的反应相关物质的量是影响生物传感器的灵敏度的主要因素之一。但是，最近，随着生物传感器的逐渐小型化，与特定物质反应的物质可固定的面积也随之减小。因此，严重限制了具有高灵敏度的紧凑型传感器的开发。
发明内容
鉴于上述问题，本发明提供了用于具有高灵敏度的生物传感器的试剂组合物，其能够改善分析物(例如葡萄糖)的分析线性，并且使测量分析物(例如葡萄糖)所必需的血液尽可能少。
本发明还提供了生物传感器，其使用所述试剂组合物，并且能够以工业和经济上可用的方式测量分析物例如葡萄糖。
通过描述示例性实施例的以下描述，本发明的上述和其他目的和效果将变得明显。
根据本发明的一个方面，提供了用于生物传感器的试剂组合物，其中所述试剂组合物包含酶和至少两种电子传递介质，其中所述至少两种电子传递介质包括萘酚绿B(Naphthol Green B)。这里，所述电子传递介质还可包括含金属配合物。
优选地，所述含金属配合物可以是钌配合物或铁氰化物配合物。
优选地，所述钌配合物可以是选自以下的至少一种：Ru(NH3)6Cl3、[Ru(2，2′，2″-三联吡啶)(1，10-菲咯啉)(OH2)]2+、反式-[Ru(2，2′-联吡啶)2(OH2)(OH)]2+、[(2，2′-联吡啶)2(OH)RuORu(OH)(2，2′bpy)2]4+和[Ru(4，4′-联吡啶)(NH3)5]2+。
这里，相对于100重量份的缓冲液，可以使用等于或大于0.1重量份并且等于或小于20重量份的萘酚绿B。
这里，所述酶可以是氧化还原酶、脱氢酶、转移酶或水解酶中的任何酶。
优选地，所述氧化还原酶可以是选自以下的至少一种：黄素腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶(flavin adenine dinucleotide-glucose dehydrogenase)、烟酰胺腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶(nicotinamide adenine dinucleotide-glucose dehyrogenase)、吡咯并喹啉醌葡萄糖脱氢酶(pyrroloquinoline quinine glucose dehydrogenase)、谷氨酸脱氢酶、葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、醇氧化酶、醇脱氢酶和胆红素氧化酶。
优选地，所述试剂组合物还可包含表面活性剂、水溶性聚合物、脂肪酸、季铵盐和酶稳定剂中的至少一种。
更优选地，所述表面活性剂可以是非离子表面活性剂、两性表面活性剂、阳离子表面活性剂、阴离子表面活性剂和天然表面活性剂中的至少一种。
更优选地，所述水溶性聚合物可以是聚乙烯基吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)、全氟磺酸、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚酰胺中的至少一种。
这里，所述试剂组合物可以是用于葡萄糖生物传感器的试剂组合物。
根据本发明的另一个方面，提供了用于测量样品中的分析物的生物传感器。所述生物传感器包括：下基板，所述下基板在其表面上包含至少一个电极，所述电极上施加有与所述分析物反应的试剂组合物；形成在所述下基板上的分隔件(spacer)，所述分隔件在面向所述电极的表面上包含样品注入单元，以使得将样品吸入并引入到电极的位置；和设置在所述分隔件上的上基板，其中所述试剂组合物包含酶和至少两种电子传递介质，所述至少两种电子传递介质包括萘酚绿B。
优选地，所述电子传递介质还可包括含金属配合物。
优选地，所述酶可以是氧化还原酶、脱氢酶、转移酶或水解酶中的任何酶。
优选地，所述含金属配合物可以是钌配合物或铁氰化物配合物。
附图说明
通过参照附图详细描述其示例性实施方案，本发明的上述和其他目的、特征和优点对于本领域技术人员而言将变得更明显。
图1是根据本发明实施方案的生物传感器的分解透视图；
图2是根据本发明的比较例1至3的葡萄糖测量电流变化曲线图；
图3是根据本发明的比较例4至6的葡萄糖测量电流变化曲线图；以及
图4是根据本发明的实施例1至4的葡萄糖测量电流变化曲线图。
具体实施方式
在下文中，将参照本发明的实施例和附图详细描述本发明。这些实施例仅示例性地提供以更具体地描述本发明，对于本领域技术人员而言明显的是，本发明的范围不限于这些实施例。
根据本发明的一个方面，所述用于生物传感器的组合物包含酶和至少两种电子传递介质，所述至少两种电子传递介质包括萘酚绿B。
充当电子传递介质的萘酚绿B是萘酚绿Y的钠盐，其具有良好的溶解性、在工业上廉价并且在多个领域中用作染料。
另外，所述电子传递介质包括含金属配合物。
这里，可使用可通过与酶反应被氧化或还原的物质作为含金属配合物，例如铁氰化物配合物、铁氰化钾、钌配合物、六胺氯化钌(hexaammineruthenium chloride)、二茂铁及其衍生物、醌及其衍生物、吩嗪硫酸甲酯(phenazine methosulfate)及其衍生物、对苯醌及其衍生物、2，6-二氯靛酚(2，6-dichlorophenolindophenol)、亚甲基蓝、硝基四氮唑蓝和锇配合物。其中，优选使用钌配合物或铁氰化物配合物作为含金属配合物，更优选地，可使用六胺氯化钌和铁氰化钾，最优选地，可使用六胺氯化钌。
本发明的钌配合物可以是选自以下的钌配合物：Ru(NH3)6Cl3、[Ru(2，2′，2″-三联吡啶)(1，10-菲咯啉)(OH2)]2+、反式-[Ru(2，2′-联吡啶)2(OH2)(OH)]2+、[(2，2′-联吡啶)2(OH)RuORu(OH)(2，2′bpy)2]4+和[Ru(4，4′-联吡啶)(NH3)5]2+。最优选的钌配合物是六胺氯化钌，其具有以下性质：氧化-还原状态在水溶液中稳定并且可逆；经还原的电子传递介质不与氧反应；经还原的电子传递介质的氧化对pH不敏感；并且几乎不与电化学干扰物质(例如乙酰氨基酚(acetaminophene)、抗坏血酸、胆红素、多巴胺、尿酸和龙胆酸)反应。
此外，可使用氧化还原酶以及多种水解酶和转移酶作为所述酶，例如葡萄糖脱氢酶、谷氨酸草酰乙酸转氨酶(GOT)和谷氨酸丙酮酸转氨酶(GPT)。
所述氧化还原酶是选自以下的任何酶：黄素腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶、烟酰胺腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶、吡咯并喹啉醌葡萄糖脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、醇氧化酶、醇脱氢酶和胆红素氧化酶。因此，当选择氧化还原酶之一、选择与其反应的样品分析物并制备试剂组合物时，可提供用于检测葡萄糖、胆固醇、乳酸(lactate)、谷氨酸(glutamate)和醇中的任意一种的生物传感器。
如下文将描述的，可以看到，在本发明同时使用六胺氯化钌和萘酚绿B的实施例中，葡萄糖检测性能显著提高。
可通过样品或待使用的氧化还原酶适当地确定电子传递介质。另外，可将包括萘酚绿B的两种或更多种电子传递介质组合并使用。
电子传递介质的含量没有特别的限制，而是可通过样品的添加量等来适当地调节。优选地，电子传递介质被优选地制备成缓冲液，例如甘氨酸。
同时，以下反应式表示使用氧化还原酶和电子传递介质的电化学传感器的测量原理。
[反应式]
分析物+酶(氧化态)+电子传递介质(氧化态)＝＝＝＞反应所得物质+酶(氧化态)+电子传递介质(还原态)
在该反应式中，通过与样品中的分析物反应而产生的还原态电子传递介质与样品中分析物的浓度成正比。使用该比例，基于参考电极或辅助电极，向工作电极施加恒定电压以使还原态的电子传递介质氧化。测量此时产生的氧化电流水平以量化样品中的分析物。
如上所述，酶与多种待测量代谢物反应并被还原。然后，经还原的酶与电子传递介质反应并量化代谢物。
此外，根据本发明的方面，用于生物传感器的试剂组合物还可包含表面活性剂、水溶性聚合物、脂肪酸、季铵盐和酶稳定剂中的至少一种。
通过包含表面活性剂，显著抑制和阻止了氧化还原酶固定至电极。因此，由于在电极附近的氧化还原酶，可提高从氧化型电子载体到还原型电子载体的转化效率。换言之，可进一步增加与样品溶液中底物浓度的相关性。可选择性调节表面活性剂的量和形式以避免对酶的变性作用。
表面活性剂没有特别的限制，只要不降低本发明的酶活性即可。例如，可适当地选择和使用非离子表面活性剂、两性表面活性剂、阳离子表面活性剂、阴离子表面活性剂和天然表面活性剂中的至少一种。这些表面活性剂可单独使用或以其混合物使用。一种优选的表面活性剂是聚氧乙烯醚。更优选地，可购买和使用叔辛基苯氧基聚乙氧基乙醇(商标：Triton X-100)。相对于100重量份的缓冲液，试剂混合物中Triton X-100的浓度优选为0.01重量份至2重量份。
此外，添加剂中的水溶性聚合物是试剂组合物的聚合物支架，其稳定和分散酶。作为水溶性聚合物，可使用聚乙烯基吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)、全氟磺酸、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚酰胺中的至少一种。
尽管本说明书以示例描述了所述生物传感器用于测量血糖以便于描述，但是与血糖测试应用类似，可以通过引入适于特定酶的电子传递介质，采用相同的方法来量化多种代谢物的浓度，例如，生物样品，例如胆固醇、乳酸、肌酸酐、蛋白质、过氧化氢、醇、氨基酸；和酶，例如谷氨酸丙酮酸转氨酶(GPT)和谷氨酸草酰乙酸转氨酶(GOT)，以及环境样品、农业和工业样品或食物样品中的多种有机物质或无机物质。
因此，应理解，通过改变本说明书中所述试剂组合物中包含的酶的种类，本发明可用于量化多种代谢物。例如，可使用血糖氧化酶、乳酸氧化酶、胆固醇氧化酶、谷氨酸氧化酶、辣根过氧化物酶、醇氧化酶等来量化胆固醇、乳酸、谷氨酸、过氧化氢和醇。优选使用选自以下的氧化酶：葡萄糖氧化酶(GOx)、葡萄糖脱氢酶(GDH)、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、醇氧化酶、醇脱氢酶、胆红素氧化酶和葡萄糖脱氢酶。
接下来，将参照图1详细描述生物传感器的一个实施方案，图1为根据本发明的另一个方面的生物传感器的分解透视图。
根据本发明的另一个方面的生物传感器可应用于常规的已知传感器，例如甘油三酯传感器和胆固醇传感器。包含根据本发明的试剂组合物的生物传感器主要由下基板100、分隔件200和上基板300构成。
下基板100是绝缘基板，其中在表面上设置有电极21至23中的至少一个，与样品中的分析物反应的上述试剂组合物施加在所述电极上。
分隔件200形成在下基板100上，并且可接合在下基板100与上基板300之间。可在面向电极的侧表面进一步设置样品注入单元30，以使得将分析物样品吸入并引入下基板100的电极21至23。
上基板300是绝缘基板，其面向下基板100，设置在分隔件200上，并且还包括空气排放单元40，该空气排放单元40配置为排放通过样品注入单元30与分析物样品一起吸入的空气。
在这种情况下，为了提高样品的吸入速率，空气排放单元40可在与样品注入单元30分开的层中形成为通道形状。特别地，空气排放单元40可优选地具有在垂直于样品吸入方向的方向上形成的半圆柱形形状。
更特别地，下基板100可使用由绝缘材料(例如聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚苯乙烯、聚丙烯、聚酰亚胺、丙烯酸树脂、聚酯、PVC或聚碳酸酯)制成的薄板。下基板100可使用厚度为50至400μm的绝缘材料，更优选地，厚度为100至300μm的绝缘材料。
在下基板100的顶部形成与测量装置(未示出)和电极系统20接触的引线24至26，在所述电极系统20中印刷有与所述引线相连并且配置为检测在吸入样品中流动的电信号的电极21至23。这里，所述电极可包括工作电极23、参考电极22和检查电极21。引线24至26可通过诸如一般的丝网印刷的方法形成。此外，电极21至23可使用导电碳墨(碳膏)通过丝网印刷方法形成。
同时，为了使电极21至23相互绝缘，可用绝缘体(绝缘膏)部分地涂覆除了电极21至23的一些上表面以外的部分以形成绝缘层。可使用非导电丝网印刷墨或绝缘墨作为这样的绝缘体。
如上所述，在部分地印刷有绝缘体的部分以外的部分中，电极21至23暴露的上表面涂覆有试剂组合物。所述试剂组合物包含与注入的样品反应的酶和上述电子传递介质(电子受体)。试剂组合物被施加到电极上并固定于此，从而充分覆盖电极21至23。此外，可将试剂组合物施加到电极21至23中的全部或至少一个电极上或者仅工作电极23上并使用。
当通过样品注入单元30将包含分析物的样品注入试剂组合物中时，样品中包含的分析物与酶反应，分析物被氧化，并且相应地电子受体被还原。在酶反应完成后，通过与连接至电极21至23的引线24至26接触的测量装置(未示出)测量通过对还原的电子受体进行电化学氧化而获得的氧化电流。因此，可以测量样品中所含分析物的浓度。
分隔件200通过样品注入单元30形成毛细管，所述样品注入单元30通过接合上基板300与下基板100而形成。这使得能够快速吸入分析物样品。
分隔件200可由双面带(double-side tape)制成。由于毛细管现象，待测量样品通过样品注入单元30自动注入。由于样品的引入，样品注入单元30中的空气通过形成在上基板300中的空气排放单元40向外排放。
同时，根据本发明的电极21至23通过使用以下材料制作：导电聚合物、碳、ITO颗粒、金属颗粒、石墨和经铂处理的碳、银、金、钯或铂组分。例如，使用由碳或经铂处理的碳制备的墨或含钯墨来将电极21至23印刷在下基板100上。此外，可使用金通过真空沉积在下基板100上形成电极21至23。
在下文中，将参照实施例和比较例详细描述本发明的配置和所得效果。但是，提供这些实施例仅用于更具体地描述本发明，而本发明的范围并不限于这些实施例。
[实施例1]
试剂组合物的制备
制备pH6.5的50mM ACES缓冲液(ACES：N-(2-乙酰氨基)-2-氨基乙磺酸)。将0.6重量份的聚乙二醇放进100重量份的所制备缓冲液中并溶解。然后，相继添加0.1重量份的表面活性剂叔辛基苯氧基聚乙氧基乙醇(商标：Triton X-100)和1.4重量份的酶稳定剂(D-(+)-海藻糖二水合物)并溶解。
向溶液中相继添加2.3重量份的六胺氯化钌(Ru(NH3)6Cl3)、0.9重量份的萘酚绿B和0.15重量份的黄素腺嘌呤二核苷酸葡萄糖脱氢酶(FAD-GDH)并溶解，从而制备试剂组合物。
生物传感器的制作
通过丝网印刷方法使用导电碳膏在聚酯下基板上形成工作电极、参考电极和检查电极。使用烘箱将这些电极在120℃干燥20分钟，然后使用丝网印刷方法施加绝缘膏。
用1mg试剂组合物涂覆工作电极并在烘箱中于40℃干燥20分钟。将分隔件附着至经干燥的下基板。然后覆盖上基板并压制。
[实施例2]
按照实施例1制备试剂组合物。除了萘酚绿B为1.8重量份外，其他组分的浓度相同。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[实施例3]
按照实施例1制备试剂组合物。除了萘酚绿B为3.5重量份外，其他组分的浓度相同。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[实施例4]
按照实施例1制备试剂组合物。除了萘酚绿B为6.6重量份外，其他组分的浓度相同。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例1]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成六胺氯化钌的浓度为1.5重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不含萘酚绿B。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例2]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成六胺氯化钌的浓度为3.1重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不合萘酚绿B。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例3]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成六胺氯化钌的浓度为4.6重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不含萘酚绿B。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例4]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成萘酚绿B的浓度为4.4重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不含六胺氯化钌。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例5]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成萘酚绿B的浓度为8.8重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不含六胺氯化钌。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[比较例6]
按照实施例1制备试剂组合物。但是，将试剂组合物制备成萘酚绿B的浓度为13.2重量份，FAD-GDH为0.15重量份，并且不含六胺氯化钌。
与实施例1相同地制作生物传感器。
[实验实施例]
使用由实施例和比较例制作的生物传感器测量葡萄糖标准溶液中的电流。这里，葡萄糖标准溶液是指这样的血液，其中由静脉采集的血液具有42％的血细胞比容并且使用葡萄糖分析仪(制造商：YSI Inc.，型号名称：YSI2300STAT Plus)具有多种葡萄糖浓度。
图2是根据本发明的比较例1至3的葡萄糖测量电流变化曲线图。在图2中，T1表示包含1.5重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的比较例1的实验结果。T2表示包含3.1重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的比较例2的实验结果。T3表示包含4.6重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的比较例3的实验结果。
使用根据比较例1至3的生物传感器进行实施例实验。结果，确定了在试剂组合物中不合萘酚绿B的生物传感器中，通过葡萄糖浓度测量的电流未逐渐增加并且不能确保线性。
图3是根据本发明的比较例4至6的葡萄糖测量电流变化曲线图。在图3中，T1表示包含4.4重量份的萘酚绿B和0.15重量份的FAD-GDH的比较例4的实验结果。T2表示包含8.8重量份的萘酚绿B和0.15重量份的FAD-GDH的比较例5的实验结果。T3表示包含13.2重量份的萘酚绿B和0.15重量份的FAD-GDH的比较例6的实验结果。
使用根据比较例4至6的生物传感器进行实施例实验。结果，确定了在试剂组合物中不含六胺氯化钌的生物传感器中，通过葡萄糖浓度测量的电流未逐渐增加并且不能确保线性。
图4是根据本发明的实施例1至4的葡萄糖测量电流变化曲线图。在图4中，T1表示包含0.9重量份的萘酚绿B、2.3重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的实施例1的实验结果。T2表示包含1.8重量份的萘酚绿B、2.3重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的实施例2的实验结果。T3表示包含3.5重量份的萘酚绿B、2.3重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的实施例3的实验结果。最后，T4表示包含6.6重量份的萘酚绿B、2.3重量份的六胺氯化钌和0.15重量份的FAD-GDH的实施例4的实验结果。
使用根据实施例1至4的生物传感器进行实施例实验。结果，总体而言，确定了通过葡萄糖浓度测量的电流随着萘酚绿B浓度的增加而逐渐增加。此外，确定了线性随着萘酚绿B浓度的增加而改善。特别地，确定了当萘酚绿B浓度为3.5重量份时，表现出最佳线性。
为了诱导适当的反应，相对于100重量份的缓冲液，根据本发明另一个方面的试剂组合物可优选地使用浓度为等于或大于0.1重量份并且等于或小于20重量份的萘酚绿B，更优选地，使用浓度为等于或大于1重量份并且等于或小于5重量份的萘酚绿B。这是因为浓度为小于5重量份的萘酚绿B可造成来自反应的输出信号低，因此不利地使得无法确保线性，另一方面，浓度为大于20重量份的萘酚绿B可导致试剂组合物的溶解度劣化，这可造成无法确保线性和再现性。最优选的，相对于100重量份的缓冲液，试剂组合物可使用浓度等于3.5重量份的萘酚绿B。
同时，在根据本发明实施例的电化学生物传感器中，可将工作电极、参考电极和检查电极设置在下基板的平面上。但是，也可将工作电极、参考电极和检查电极设置在不同表面(例如，上基板)并面向彼此。
根据本发明，可改善分析物的分析线性，并且由于可检测少量分析物的浓度，使测量血糖所必需血液尽可能少。
由于根据本发明的生物传感器的试剂组合物的萘酚绿B具有良好的溶解性，所以其易于工业化使用，并且也廉价。因此，可提供廉价的生物传感器，其对于需要每天多次测量血糖的人非常有用。
但是，本发明的效果不限于上述效果。通过以下描述，本领域技术人员可清楚地理解本发明其他未提到的效果。
尽管在上文中具体地描述了本发明的详细实施例，但是对于本领域技术人员明显的是，可在本发明的范围内进行多种修改和替代，并且可理解，这样的修改和替代落在所附权利要求的范围内。

Claims (18)

1.用于生物传感器的试剂组合物，
其中所述试剂组合物包含酶和至少两种电子传递介质，其中所述至少两种电子传递介质中包含萘酚绿B，
其中相对于100重量份的缓冲液浓度，所述萘酚绿B的浓度为等于或大于1重量份并且等于或小于5重量份。
2.根据权利要求1所述的试剂组合物，
其中所述电子传递介质中还包含含金属配合物。
3.根据权利要求2所述的试剂组合物，
其中所述含金属配合物是钌配合物或铁氰化物配合物。
4.根据权利要求3所述的试剂组合物，
其中所述钌配合物是选自以下的至少一种：Ru(NH3)6Cl3、[Ru(2，2′，2″-三联吡啶)(1，10-菲咯啉)(OH2)]2+、反式-[Ru(2，2′-联吡啶)2(OH2)(OH)]2+、[(2，2′-联吡啶)2(OH)RuORu(OH)(2，2′bpy)2]4+和[Ru(4，4′-联吡啶)(NH3)5]2+。
5.根据权利要求1所述的试剂组合物，
其中所述酶是任何以下的酶：氧化还原酶、转移酶或水解酶。
6.根据权利要求5所述的试剂组合物，
其中所述氧化还原酶是脱氢酶。
7.根据权利要求5所述的试剂组合物，
其中所述氧化还原酶是选自以下的至少一种：黄素腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶、烟酰胺腺嘌呤二核苷酸-葡萄糖脱氢酶、吡咯并喹啉醌葡萄糖脱氢酶、谷氨酸脱氢酶、葡萄糖氧化酶、胆固醇氧化酶、胆固醇酯酶、乳酸氧化酶、抗坏血酸氧化酶、醇氧化酶、醇脱氢酶和胆红素氧化酶。
8.根据权利要求1所述的试剂组合物，
其中所述试剂组合物还包含表面活性剂、水溶性聚合物、脂肪酸、季铵盐和酶稳定剂中的至少一种。
9.根据权利要求8所述的试剂组合物，
其中所述表面活性剂是非离子表面活性剂、两性表面活性剂、阳离子表面活性剂、阴离子表面活性剂和天然表面活性剂中的至少一种。
10.根据权利要求8所述的试剂组合物，
其中所述水溶性聚合物是聚乙烯基吡咯烷酮(PVP)、聚乙烯醇(PVA)、全氟磺酸、羟乙基纤维素(HEC)、羟丙基纤维素(HPC)、羧甲基纤维素(CMC)、醋酸纤维素和聚酰胺中的至少一种。
11.根据权利要求1至10中任一项所述的试剂组合物，
其中所述试剂组合物是用于葡萄糖生物传感器的试剂组合物。
12.一种用于测量样品中的分析物的生物传感器，所述生物传感器包含：
下基板，所述下基板在其表面上包含至少一个电极，所述电极上施加有与所述分析物反应的试剂组合物；
形成在所述下基板上的分隔件，所述分隔件在面向所述电极的表面上包含样品注入单元，以使得所述样品被吸入并引入到所述电极的位置；和
设置在所述分隔件上的上基板，
其中所述试剂组合物包含酶和至少两种电子传递介质，其中所述至少两种电子传递介质中包含萘酚绿B，
其中相对于100重量份的缓冲液浓度，所述萘酚绿B的浓度为等于或大于1重量份并且等于或小于5重量份。
13.根据权利要求12所述的生物传感器，
其中所述电子传递介质还包含含金属配合物。
14.根据权利要求12所述的生物传感器，
其中所述上基板还包含空气排放单元，所述空气排放单元配置为排放所述样品中的空气。
15.根据权利要求14所述的生物传感器，
其中所述空气排放单元具有在垂直于样品吸入方向的方向上形成的半圆柱形形状。
16.根据权利要求12所述的生物传感器，
其中所述酶是任何以下的酶：氧化还原酶、转移酶或水解酶。
17.根据权利要求16所述的生物传感器，
其中所述氧化还原酶是脱氢酶。
18.根据权利要求13所述的生物传感器，
其中所述含金属配合物是钌配合物或铁氰化物配合物。
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