CN109085219A - 生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法 - Google Patents

生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法 Download PDF

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Abstract

本发明的课题在于提供具有简化的结构、能够降低试样中的抗坏血酸等干扰物质的影响、能够以高灵敏度简便地进行葡萄糖等的浓度测定的生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法。一种生物传感器，用于测定试样中的测定对象物质，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，其特征在于，所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至测定电极的至少一种以上的电子传递物质；和对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位。

Description

生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法
技术领域
本发明涉及生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法。
背景技术
使用在试剂层中包含葡萄糖氧化还原酶和电子传递物质的酶电极对生物体试样中的葡萄糖进行定量的葡萄糖传感器已得到广泛使用。但是，现有的葡萄糖传感器在对由进行了包含抗坏血酸等干扰物质的点滴或给药等处置的测定对象得到的试样进行测定的情况下，存在葡萄糖的测定值显示出比实际血糖值高或低的值的问题。这是因为，葡萄糖氧化还原酶不仅与葡萄糖反应，还与抗坏血酸等干扰物质反应，进而还与电子传递物质直接反应，因此测定电流值为接受了与抗坏血酸等干扰物质的反应的值，无法准确地测定葡萄糖浓度。这种问题不仅发生于葡萄糖传感器，还发生于对乳酸进行测定的乳酸传感器等其它生物传感器中。
因此，提出了降低抗坏血酸等干扰物质的影响的测定方法。专利文献1中公开了下述测定方法：由利用第一电极对得到的电荷减去利用仅涂布有介体(电子传递物质)的第二电极得到的电荷，由此实质上除去起因于氧化还原介体的氧化状态的误差，或者除去起因于扩散性氧化还原介体的背景电流。但是，专利文献1记载的方法中，为了仅利用介体来测定氧化还原物质，必须准备另外的电极，存在需要在狭小的反应区域内区分地涂布试剂来制造电极的问题；以及若发生污染则无法进行准确的测定，因而难以确保品质的问题。
专利文献2中公开了一种电化学传感器，其中，至少一个电极对包含酶和氧化还原介体(电子传递物质)，另外的至少一个电极不含酶而包含氧化还原介体。该电化学传感器也是为了仅利用氧化还原介体对氧化还原物质进行测定而必须准备另外的电极，存在与专利文献1中记载的方法同样的问题。
另一方面，专利文献3中公开了下述技术：使用在试剂层中包含葡萄糖氧化酶和抗坏血酸氧化酶的电极，利用抗坏血酸氧化酶将试样中的抗坏血酸氧化，降低抗坏血酸对葡萄糖浓度测定的影响。但是，该技术是伴随着试样液中的葡萄糖的氧化，试样液中的溶解氧被还原而生成过氧化氢，利用电极对该过氧化氢进行氧化而检测氧化电流的技术；并不是通过利用电子传递物质的可逆反应来进行测定的技术。并且，为了以过氧化氢作为介体，电极材料限定于铂等。
另外，在专利文献4中也公开了一种生物传感器，其利用抗坏血酸氧化酶处理试样中的抗坏血酸而对葡萄糖等进行测定。但是，该技术是在第一反应层中利用抗坏血酸氧化酶对抗坏血酸进行处理后，在被隔膜所隔开的第二反应层中进行葡萄糖等的氧化还原反应的技术，作为电子传递物质(介体)使用了铁氰化钾，为了不使电子传递物质与抗坏血酸氧化酶反应，隔膜是必需的，电极的构成复杂，不实用。
现有技术文献
专利文献
专利文献1：日本专利第4885508号说明书
专利文献2：国际公开第1998/35225号小册子
专利文献3：日本特开平11-023515号公报
专利文献4：日本专利第3102613号说明书
发明内容
发明所要解决的课题
本发明的课题在于提供一种生物传感器和使用了该生物传感器的测定方法，该生物传感器具有简化的结构，能够降低试样中的抗坏血酸等干扰物质的影响，能够以高灵敏度简便地进行葡萄糖等测定对象物质的浓度测定。
用于解决课题的手段
本发明人为了解决上述课题进行了深入研究。结果发现：在至少于工作电极上载置有包含对葡萄糖等测定对象物质进行氧化的氧化还原酶(第一氧化还原酶)、对抗坏血酸等干扰物质进行氧化的氧化还原酶(第二氧化还原酶)和电子传递物质的试剂的生物传感器中，通过使用氧化还原电位大于第一氧化还原酶的氧化还原电位且小于第二氧化还原酶的氧化还原电位的物质作为电子传递物质，抗坏血酸等干扰物质被第二氧化还原酶处理所得到的物质的电子不被电子传递物质移动到电极，而基于葡萄糖等测定对象物质的氧化所产生的电子被电子传递物质移动到电极，因此能够检测出准确地仅取决于葡萄糖等测定对象物质的浓度的电流值，从而完成了本发明。
即，本发明提供下述发明。
[1]一种生物传感器，其为用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，
该生物传感器的特征在于，
所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质；和对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，
所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位。
[2]如[1]所述的生物传感器，其中，所述测定对象物质为葡萄糖。
[3]如[2]所述的生物传感器，其中，所述第一氧化还原酶为葡萄糖氧化还原酶。
[4]如[3]所述的生物传感器，其中，所述葡萄糖氧化还原酶为葡萄糖脱氢酶。
[5]如[3]所述的生物传感器，其中，所述葡萄糖氧化还原酶为葡萄糖氧化酶。
[6]如[1]～[5]中任一项所述的生物传感器，其中，所述干扰物质为抗坏血酸。
[7]如[6]所述的生物传感器，其中，所述第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化还原酶。
[8]如[7]所述的生物传感器，其中，所述第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化酶。
[9]如[1]～[8]中任一项所述的生物传感器，其中，所述电子传递物质为钌络合物。
[10]如[1]～[9]中任一项所述的生物传感器，其中，将所述第一氧化还原酶、所述第二氧化还原酶和所述电子传递物质混合而得到的所述试剂设置于所述电极上。
[11]如[1]～[10]中任一项所述的生物传感器，其中，所述试样为血液。
[12]一种测定对象物质浓度的测定方法，
该测定方法使用生物传感器，
该生物传感器为用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，
该生物传感器的特征在于，
所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质；和对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，
所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位，
所述测定方法的特征在于，
使包含测定对象物质的试样与生物传感器反应，
对所述生物传感器施加大于所述电子传递物质的氧化还原电位且小于所述干扰物质的氧化还原电位的电位并测定响应电流，
基于该响应电流计算出测定对象物质的浓度。
发明的效果
根据本发明，不需要另行设置用于测定抗坏血酸等干扰物质的电极，因此能够简化生物传感器的结构，不用对每个电极进行不同试剂的涂布，因此能够降低制造成本。另外，不存在污染等所致的影响，因此能够降低检测出异常值等的频率。此外，不需要考虑抗坏血酸等干扰物质的值而对测定值进行修正，因此能够简便地进行测定，也不会发生修正过度等所致的性能变差的问题。
附图说明
图1是示出本发明的一个实施方式的生物传感器的制造方法的一例的工序图，(A)～(E)表示各工序中的生物传感器的示意图。
图2是示出具备本发明的生物传感器的测定装置的一个方式的示意图。
图3是示出使用了具备本发明的生物传感器的测定装置的测定程序的一个方式的流程图。
图4是示出使用具备在试剂层中包含葡萄糖氧化酶和抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器，在包含葡萄糖45mg/dL的试样中使抗坏血酸(AsA)浓度变化时的电流值的变化(与葡萄糖45mg/dL、无抗坏血酸的电流值的偏差)的图。作为对照，还示出了使用具备在试剂层中不含抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器进行评价的结果。
图5是示出使用具备在试剂层中包含葡萄糖脱氢酶和抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器，在包含葡萄糖45mg/dL的试样中使抗坏血酸(AsA)浓度变化时的电流值的变化(与葡萄糖45mg/dL、无抗坏血酸的电流值的偏差)的图。作为对照，还示出了使用具备在试剂层中不含抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器进行评价的结果。
具体实施方式
本发明的生物传感器为用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，该生物传感器的特征在于，所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质；和对有别于所述测定对象物质的干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位。
下面进行说明。
(生物传感器)
本发明的生物传感器具有包含工作电极(酶电极)和反电极的电极对。另外，也可以具有除了工作电极和反电极以外还包含参比电极的三极体系的电极对。
(电极对)
工作电极、反电极等电极只要是具有导电性的原料就没有特别限制，例如使用金(Au)、铂(Pt)、银(Ag)、钌(Ru)和钯(Pd)之类的金属材料、或者石墨、碳纳米管、石墨烯、介孔碳等以碳为代表的碳材料来形成。需要说明的是，反电极、参比电极也可以为银/氯化银电极。
电极例如形成于绝缘性基板上。绝缘性基板由聚醚酰亚胺(PEI)、聚对苯二甲酸乙二醇酯(PET)、聚乙烯(PE)之类的热塑性树脂、聚酰亚胺树脂、环氧树脂之类的各种树脂(塑料)、玻璃、陶瓷、纸之类的绝缘性材料来形成。电极和绝缘性基板的大小、厚度可以适当设定。
(试剂)
试剂中包含第一氧化还原酶、电子传递物质和第二氧化还原酶。试剂可以包含后述的粘结剂、缓冲液等。
试剂至少载置于工作电极上，也可以载置于工作电极和反电极这两者上，优选载置于工作电极和反电极这两者上。试剂不仅可以载置于工作电极或者工作电极和反电极上，也可以载置于工作电极或者工作电极和反电极的周边的基板上。
试剂优选以将第一氧化还原酶、电子传递物质和第二氧化还原酶混合后的状态载置于电极上。通过以将它们混合后的状态载置于电极上，第一氧化还原酶和第二氧化还原酶能够均匀地与测定对象物质和干扰物质发生反应，能够进行精度良好的测定。需要说明的是，“以混合后的状态载置”是指，在载置了试剂的状态下，第一氧化还原酶、电子传递物质和第二氧化还原酶进行了混合，可以将第一氧化还原酶、电子传递物质和第二氧化还原酶分别滴加到电极上来进行混合，也可以将预先对它们进行混合而成的液体滴加到电极上。
(试样)
试样只要是包含测定对象物质的试样就没有特别限制，优选生物体试样，可以举出血液、尿等。
(测定对象物质)
测定对象物质例如可以举出葡萄糖、山梨糖醇、果糖、胆固醇、乙醇、乳酸、尿酸等。
(干扰物质)
干扰物质为测定对象物质以外的物质，是对测定对象物质与第一氧化还原酶的反应产生影响的物质，例如可以举出抗坏血酸、尿酸(测定对象物质不为尿酸的情况)等。
(第一氧化还原酶)
第一氧化还原酶只要是能够以测定对象物质为底物、对测定对象物质进行氧化还原的酶即可，可以例示包含吡咯并喹啉醌(PQQ)、黄素腺嘌呤二核苷酸(FAD)中的至少一者作为催化亚基和催化结构域的氧化还原酶。在测定对象物质为葡萄糖的情况下，例如，作为包含PQQ的氧化还原酶，可以举出PQQ葡萄糖脱氢酶(PQQGDH)，作为包含FAD的氧化还原酶，可以举出具有包含FAD的α亚基的细胞色素葡萄糖脱氢酶(CyGDH)、或葡萄糖氧化酶(GOD)。除此以外，可以举出来自根癌农杆菌(Agrobacterium tumefasience)的葡萄糖-3-脱氢酶(Glucose-3-Dehydrogenase)。
另外，第一氧化还原酶可以包含电子传递亚基或电子传递结构域。在测定对象物质为葡萄糖的情况下，作为电子传递亚基，例如可以举出具有拥有电子转移功能的血红素的亚基。作为包含该具有血红素的亚基的氧化还原酶，可以举出包含细胞色素的氧化还原酶，例如可以应用葡萄糖脱氢酶、PQQGDH与细胞色素的融合蛋白。需要说明的是，作为包含细胞色素的亚基的例示的PQQGDH与细胞色素的融合蛋白、以及作为包含细胞色素的结构域的例示的PQQGDH的细胞色素结构域例如在国际公开WO2005/030807号公报中有公开。
另外，在葡萄糖以外的测定对象物质的情况下，作为包含电子传递结构域的酶，可以举出胆固醇氧化酶、醌血红素乙醇脱氢酶(QHEDH(PQQ乙醇脱氢酶)。此外，电子传递结构域优选应用包含具有拥有电子转移功能的血红素的细胞色素的结构域。例如，可以举出山梨糖醇脱氢酶(Sorbitol DH)、D-果糖脱氢酶(Fructose DH)、纤维二糖脱氢酶、乳酸脱氢酶、尿酸氧化酶。
因此，本发明的生物传感器不仅可用作葡萄糖传感器，还可用作胆固醇传感器、乙醇传感器、山梨糖醇传感器、果糖传感器、纤维二糖传感器、乳酸传感器、尿酸传感器等。
(第二氧化还原酶)
第二氧化还原酶只要是与第一氧化还原酶相比能够优先将试样中包含的测定对象物质以外的干扰物质进行氧化还原的酶即可，例如，在干扰物质为抗坏血酸的情况下，可以举出抗坏血酸氧化酶。除此以外，在干扰物质为尿酸的情况下，可以举出尿酸氧化酶，但不限定于这些。
(电子传递物质)
试剂中包含的电子传递物质是接受通过测定对象物质与第一氧化还原酶的反应所产生的电子、进而将电子向电极转移的物质，是其氧化还原电位大于第一氧化还原酶的氧化还原电位且小于第二氧化还原酶的氧化还原电位的电子传递物质。
此处，氧化还原电位是表示物质的氧化力或还原力的强弱的标准，是判断该物质的溶液具有氧化倾向或是具有还原倾向的指标。如后所述，氧化还原酶、电子传递物质分别具有特定的氧化还原电位。
在电化学式的生物传感器中，由电极、电子传递物质和试剂的氧化还原电位来决定电子的转移方向，电子从氧化还原电位低的一方向高的一方流动。因此，通过使用这样的电子传递物质，由第一氧化还原酶的反应生成的电子向电子传递物质传递，而由第二氧化还原酶的反应生成的电子不向电子传递物质传递，结果只有从第一氧化还原酶接受的电子被传递至电子传递物质。
此处，由于试剂中含有第二氧化还原酶，因此干扰物质优先进行与第二氧化还原酶而不是与电子传递物质的电子传递，能够防止电子从干扰物质直接传递至电子传递物质。因此，电极能够只接受由第一氧化还原酶的反应生成的电子，因而能够检测出反映了试样中包含的测定对象物质的浓度(不受干扰物质的影响)的电流值。
这样的电子传递物质可以根据第一氧化还原酶和第二氧化还原酶的种类而适当选择，例如，在第一氧化还原酶为葡萄糖氧化酶(GOD)或葡萄糖脱氢酶(GDH)这样使用FAD作为辅酶的氧化还原酶的情况下，其氧化还原电位为-219mV；在第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化酶(AsOD)这样在活性中心包含铜离子的情况下，其氧化还原电位为340mV，因此选择氧化还原电位包含在该范围内的电子传递物质。
例如，在后述的实施例中，氧化还原电位为GOD、GDH<Ru<1-甲氧基-PES<AsOD的顺序([Ru(NH3)6]Cl3为100mV左右、1-甲氧基-PMS为63mV)，因此即使电子从与葡萄糖反应的葡萄糖氧化还原酶(GOD、GDH)流动到电子传递物质(Ru、1-甲氧基-PES)，电子也不会从AsOD向电子传递物质流动。
这样，作为电子传递物质，选择氧化还原电位大于第一氧化还原酶的氧化还原电位且小于第二氧化还原酶的氧化还原电位的物质，只要是从第一氧化还原酶接受电子而被还原、在电极上被再氧化、不具有催化作用的化合物即可，例如可以举出钌化合物、醌化合物(例如，1,4-萘醌、VK3、9,10-菲醌、1,2-萘醌、对二甲基苯醌、甲基苯醌、2,6-二甲基苯醌、1,2-萘醌-4-磺酸钠、1,4-蒽醌、四甲基苯醌、百里香醌)、苯二胺化合物(例如，N,N-二甲基-1,4-苯二胺、N,N,N’,N’-四甲基-1,4-苯二胺二盐酸盐)、1-甲氧基-PMS(1-甲氧基-5-甲基吩嗪鎓硫酸甲酯盐)、辅酶Q0、天青A氯化物、酚藏花红、6-氨基喹喔啉、四硫富瓦烯等，它们可以单独使用，也可以合用两种以上。
其中，优选为由氧化型的金属原子与配体构成的络合物，更优选为由3价钌(Ru(III))与配体构成的钌络合物。
本发明的生物传感器的试剂层(检测层)中的第一氧化还原酶和第二氧化还原酶的含量可以根据测定对象物质和干扰物质的种类而适当决定，相对于测定对象物质需要含有充分的第一氧化还原酶，因此第一氧化还原酶的量优选为1U～10U、更优选为1U～5U、特别优选为1U～3U，相对于干扰物质的量需要含有充分的第二氧化还原酶，因此第二氧化还原酶的量优选为0.5U～10U、更优选为0.5U～5U、特别优选为0.5U～2.5U。
关于试剂层(检测层)中的电子传递物质的含量，只要比第一氧化还原酶和第二氧化还原酶含有得更多即可，可以根据测定试样的种类等适当决定，例如相对于试剂层的表面积每1cm2优选为10mmol～100mmol、更优选为10mmol～50mmol、特别优选为15mmol～20mmol。
(其它成分)
试剂层包含第一氧化还原酶和第二氧化还原酶以及电子传递物质，除这些以外也可以含有粘结剂。例如，在电极制造工序中，作为试剂层制备液，可以制备成含有第一氧化还原酶和第二氧化还原酶、电子传递物质、粘结剂和溶剂或分散介质的适合丝网印刷的油墨，利用丝网印刷方法在树脂等基材上进行图案印刷而形成电极，由此能够提高电极制作效率，能够减小传感器间差异。
作为能够用于试剂层的粘结剂，例如可以使用丁缩醛树脂系、聚酯树脂系等的树脂粘结剂，也可以使用日本再表2005/043146中公开的层状无机化合物。层状无机化合物例如可以举出下述化合物：无机物的多面体连成平面状而形成片结构，该片结构进一步以层状重叠而形成晶体结构。作为所述多面体的形状，例如有四面体片、八面体片等，具体而言，例如可以举出Si四面体、Al八面体等。作为这样的层状无机化合物，例如包含层状粘土矿物、水滑石、膨润土、蒙脱石、蛭石、埃洛石、高岭土矿物、云母等。作为这样的层状无机化合物，例如可以使用市售品，可以使用Co-op Chemical Co.,Ltd.制造的Lucentite SWN、Lucentite SWF(合成锂蒙脱石)、ME(氟云母)、Kunimine Industries Co.,Ltd.制造的Smecton SA(合成皂石)、协和化学工业株式会社制造的Thixopy W(合成锂蒙脱石)、Kyowaad 500(合成水滑石)、Laporte公司制造的Laponite(合成锂蒙脱石)、NacalaiTesque,Inc.制造的天然膨润土、株式会社丰顺矿业公司制造的Multigel(膨润土)等。关于试剂层中的粘结剂的含量，例如试剂层的每1cm2面积中为0.003mg～30mg的范围。
另外，试剂层可以追加包含缓冲剂、表面活性剂等添加剂，它们的含量可以适当设定。
作为缓冲剂，优选胺系缓冲剂，例如可以举出Tris、ACES、CHES、CAPSO、TAPS、CAPS、Bis-Tris、TAPSO、TES、Tricine和ADA等。这些物质可以为一种，也可以合用两种以上。另外，作为上述缓冲剂，也可以使用具有羧基的缓冲剂，例如可以举出乙酸-乙酸钠缓冲剂、苹果酸-乙酸钠缓冲剂、丙二酸-乙酸钠缓冲剂、琥珀酸-乙酸钠缓冲剂等。
作为表面活性剂，可以举出Triton X-100、十二烷基硫酸钠、全氟辛磺酸或硬脂酸钠、烷基氨基羧酸(或其盐)、羧基甜菜碱、磺基甜菜碱和磷酸甜菜碱等。
(生物传感器的制作方法)
本发明的生物传感器例如可以如下制作。即，在绝缘性基板的单面上分别形成作为工作电极和反电极发挥功能的金属层。例如，在规定厚度(例如100μm左右)的膜状绝缘性基板的单面上，通过丝网印刷、物理蒸镀(PVD、例如溅射)或化学蒸镀(CVD)进行金属材料的成膜，由此形成具有规定厚度(例如30nm左右)的金属层。也可以代替金属层而形成由碳材料形成的电极层。接着，在电极上涂布包含第一氧化还原酶和第二氧化还原酶以及电子传递物质的试剂层制备液，并使其干燥，由此能够将试剂层载置于电极上(至少工作电极上、优选工作电极和反电极上)。
使包含测定对象物质的试样接触本发明的生物传感器的工作电极时，通过第一氧化还原酶与测定对象物质的氧化反应或还原反应而生成的电子被转移到电子传递物质，电子传递物质被还原。并且，通过对工作电极施加氧化电位，还原型的电子传递物质在工作电极表面被氧化，由此产生氧化电流。该电流值不受试样中的测定对象物质以外的物质的影响，因而能够基于该电流值测定试样中的测定对象物质浓度。
即，由于本发明的生物传感器中使用的电子传递物质的氧化还原电位大于第一氧化还原酶的氧化还原电位且小于第二氧化还原酶的氧化还原电位，因此，由第一氧化还原酶的反应生成的电子被传递至电子传递物质，但由第二氧化还原酶的反应生成的电子不被传递至电子传递物质，结果只有从第一氧化还原酶接受的电子被传递至电子传递物质。因此，电极能够只接受由第一氧化还原酶的反应生成的电子，因而能够检测出反映了试样中包含的测定对象物质的浓度(不受干扰物质的影响)的电流值，能够基于该电流值准确地测定试样中的测定对象物质浓度。
下面，基于图1对本发明的生物传感器的一例进行说明。图1的(A)～(E)是示出制造生物传感器的一系列工序的立体图。需要说明的是，本发明的生物传感器不限定于下述方式。
如图1的(E)所示，该生物传感器A具备：基板11；电极对，其由具有引脚部12a的工作电极12和具有引脚部13a的反电极13构成；绝缘层14；试剂层16，其包含第一氧化还原酶和第二氧化还原酶以及电子传递物质；具有开口部的隔板18；和具有贯通孔20的罩19。如图1的(B)所示，在基板11上设置有检测部15，工作电极12和反电极13与基板11的宽度方向平行地配置在检测部15。所述电极对的一端分别为引脚部12a、13a，它们与检测部15的另一端以垂直的方式配置(图1的(A))。另外，工作电极12与反电极13之间成为绝缘部。如图1的(B)所示，在具备这种电极系统的基板11上，除引脚部12a、13a和检测部15以外层叠有绝缘层14，在未层叠有绝缘层14的所述检测部15上载置有试剂层16。并且，如图1的(D)所示，在绝缘层14上配置有与检测部15对应的部位为开口部的隔板18。进而，在隔板18上配置有罩19，其在与所述开口部对应的一部分具有贯通孔20(图1的(E))。该生物传感器1中，作为所述开口部的空间部分且被所述试剂层16和绝缘层14以及罩19所夹持的空间部分成为毛细管结构的试样供给部17。并且，所述贯通孔20成为用于利用毛细管现象而吸入试样的空气孔。
这种生物传感器例如可以如下制作。
首先，如图1的(A)所示，在基板11上形成由具有引脚部12a的工作电极12和具有引脚部13a的反电极13构成的电极系统。
接着，如图1的(B)所示，在形成有所述电极对12、13的基板11上形成绝缘层14。该绝缘层形成于除电极的引脚部12a、13a和检测部15以外的基板11上。所述绝缘层14例如可以通过将使绝缘性树脂溶解于溶剂中而成的绝缘糊料印刷到所述基板11上并对其进行加热处理或紫外线处理而形成。作为绝缘性树脂，例如可以举出聚酯、丁缩醛树脂、酚醛树脂等，作为所述溶剂，例如可以举出卡必醇乙酸酯、二元酸酯系混合溶剂(DBE溶剂)等。
接着，如图1的(C)所示，在未形成有绝缘层14的检测部15中，在基板11和电极12、13上形成试剂层16。试剂层16例如可以通过制备分散有第一氧化还原酶和第二氧化还原酶、电子传递物质、以及根据需要使用的缓冲剂和粘结剂的分散液，将其分注到所述检测部15并进行干燥而形成。作为所述分散液的制备中使用的溶剂，例如可以使用水、缓冲液醇、N,N-二甲基甲酰胺(DMF)、二甲基亚砜(DMSO)等。
接着，如图1的(D)所示，在绝缘层14上配置隔板18。如图所示，隔板18中，与所述试剂层16对应的部位成为了开口部。作为隔板18的材料，例如可以使用树脂制膜或胶带等。另外，若为双面胶带，则不仅能够与所述绝缘膜14粘接，还能够容易地粘接后述的罩19。除此以外，例如也可以利用抗蚀剂印刷等手段形成隔板。
接着，如图1的(E)所示，在所述隔板18上配置罩19。作为所述罩19的材料，没有特别限制，例如可以使用各种塑料等，优选可以举出PET等透明树脂。
举出试样为全血、测定对象物为葡萄糖、第一氧化还原酶为葡萄糖脱氢酶、试样中包含的干扰物质为抗坏血酸、第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化酶、电子传递物质为钌(III)化合物的例子，对该生物传感器1的使用方法进行说明。
首先，使全血试样与生物传感器1的开口部17的一端接触。如上所述，该开口部17成为毛细管结构，在与其另一端对应的罩19上设置有空气孔20，因此利用毛细管现象将所述试样抽吸到内部。被抽吸的所述试样到达设置于检测部15上的试剂层16表面。然后，到达表面的试样中的抗坏血酸与试剂层16中的抗坏血酸氧化酶优先反应，被转换为脱氢抗坏血酸。另一方面，试样中的葡萄糖与葡萄糖脱氢酶优先反应，被转换为葡萄糖酸内酯。通过此时生成的电子，钌(III)化合物被还原，生成钌(II)化合物。
然后，对电极施加正电位，由此在存在于试剂层16中的该钌(II)化合物与位于试剂层16下的电极之间进行电子转移，有氧化电流流通。可以基于此来测定葡萄糖浓度。另一方面，基于上述氧化还原电位的关系，电子不从通过抗坏血酸氧化酶的反应生成的脱氢抗坏血酸移动到钌(III)化合物，在电极上未被检测到，因而上述氧化电流准确地反映葡萄糖的浓度。
自全血试样供给起经过一定时间后，利用所述施加电压的单元在工作电极12与反电极13之间施加电压，经由工作电极12的引脚部12a利用所述测定电信号的单元等来检测流通的氧化电流。该氧化电流的值与试样中的葡萄糖的浓度成比例，因此若利用所述运算单元将其运算为葡萄糖浓度，则能够求出试样中的葡萄糖浓度。
作为对工作电极12施加的电压，只要是大于电子传递物质的氧化还原电位且小于干扰物质的氧化还原电位的电压施加、并且相对于反电极为正电压即可，可以根据电子传递物质和干扰物质的种类适当设定，例如，在后述实施例的电子传递物质为钌化合物、第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化酶的情况下，优选100mV～340mV、150mV～300mV、或150mV～250mV。可以在接触试样后，以非施加的状态保持规定时间后，对电极系统施加电压；也可以在与所述试样接触的同时对电极系统施加电压。作为以非施加的状态保持的时间，例如为30秒以下、或10秒以下。
(装置)
接着，利用附图对具备本发明的生物传感器的测定装置进行说明。此处，例示了具备葡萄糖传感器的测定装置的一个方式，但具备本发明的生物传感器的测定装置不限定于下述方式。
图2示出容纳于测定装置B内的电子部件的构成例。控制计算机28、恒电位仪29、电力供给装置31设置在容纳于壳体内的基板30上。控制计算机28从硬件来说包含CPU(Central Processing Unit：中央运算处理装置)之类的处理器、存储器(RAM(RandomAccess Memory，随机存取存储器)、ROM(Read Only Memory，只读存储器))之类的记录介质、以及通信单元，通过处理器将记录介质(例如ROM)中存储的程序加载至RAM并执行，控制计算机28作为具备输出部21、控制部22、运算部23和检测部24的装置发挥功能。需要说明的是，控制计算机28也可以包含半导体存储器(EEPROM，闪存)或硬盘之类的辅助存储装置。
控制部22对电压施加的时机、施加电压值等进行控制。电力供给装置31具有电池26，向控制计算机28、恒电位仪29供给工作用的电力。需要说明的是，电力供给装置31也可以设置在壳体的外部。恒电位仪29是使工作电极的电位相对于参比电极保持恒定的装置，由控制部22进行控制，使用端子CR、W在葡萄糖传感器27的反电极与工作电极之间施加规定的电压(大于电子传递物质的氧化还原电位且小于干扰物质的氧化还原电位的电压)，对在端子W中得到的工作电极的响应电流进行测定，将响应电流的测定结果送到检测部24。
运算部23由检测出的电流值进行测定对象物质的浓度的运算，并进行存储。输出部21与显示单元25之间进行数据通信，将由运算部23得到的测定对象物质的浓度的运算结果发送到显示单元25。显示单元25例如可以将由测定装置B接收到的葡萄糖浓度的运算结果以规定格式显示在显示屏幕上。
图3是示出利用控制计算机28进行的葡萄糖浓度测定处理的示例的流程图。当控制计算机28的CPU(控制部22)受理葡萄糖浓度测定的开始指示时，控制部22对恒电位仪29进行控制，对工作电极施加规定的电压，开始来自工作电极的响应电流的测定(步骤S01)。需要说明的是，也可以将检测到传感器向测定装置上的安装作为浓度测定开始指示。
接着，恒电位仪29对通过电压施加得到的响应电流、即基于来自试样内的测定对象物质(葡萄糖)的电子向电极的移动而产生的电流、例如自电压施加起1～20秒后的稳定电流进行测定，并送到检测部24(步骤S02)。
运算部23基于电流值进行运算处理，计算出葡萄糖浓度(步骤S03)。例如，控制计算机28的运算部23预先保持有葡萄糖浓度的计算式或葡萄糖浓度的校准曲线数据，使用这些计算式或校准曲线计算出葡萄糖浓度。
输出部21通过在其与显示单元25之间形成的通信链路将葡萄糖浓度的计算结果发送到显示单元25(步骤S04)。之后，控制部22对测定错误的有无进行检测(步骤S05)，若没有错误则结束测定，将葡萄糖浓度显示于显示部。若有错误，则在进行错误显示后，结束基于图3的流程的处理。另外，也可以将计算结果保存到运算部23，以后再调出计算结果，显示于显示部来进行确认。需要说明的是，此处，在向显示单元25发送计算结果(步骤S04)后，利用控制部22进行了测定错误检测(步骤S05)，但也可以调换这些步骤的顺序。
实施例
下面，举出实施例更具体地说明本发明，但本发明不限定于下述方式。
(1)生物传感器的制作
如图1所示，生物传感器按照下述步骤进行制作。首先，如图1的(A)所示，作为葡萄糖传感器的绝缘性基板11，准备PET制基板(长度50mm、宽度6mm、厚度250μm)，在其一个表面上通过丝网印刷形成碳电极对，该碳电极对由分别具有引脚部的工作电极12和反电极13构成。
接着，如图1的(B)所示，在所述电极对上形成绝缘层14。首先，使绝缘性树脂聚酯以达到75％(wt)的方式溶解于溶剂卡必醇乙酸酯中，制备绝缘性糊料，将其丝网印刷至所述电极上。印刷条件为300目丝网、刮刀压力40kg，印刷的量相对于电极面积每1cm2为0.002mL。需要说明的是，在检测部15上和引脚部12a、13a上不进行丝网印刷。然后，在155℃加热处理20分钟，形成绝缘层14。
进而，如图1的(C)所示，在未形成绝缘层14的检测部15上形成试剂层16。试剂层准备了使用葡萄糖氧化酶作为葡萄糖氧化还原酶的情况、和使用葡萄糖脱氢酶作为葡萄糖氧化还原酶的情况的两种试剂层。
使用葡萄糖氧化酶的情况下的试剂层制作用制备液如下制备。首先，制备出包含0.3％(wt)的合成蒙脱石(商品名“Lucentite SWN”、Co-op Chemical Co.,Ltd.制造)、6.0％(wt)的钌化合物([Ru(NH3)6]Cl3、同仁化学研究所公司制造)、乙酸钠和琥珀酸的钌化合物溶液(pH7.5)。向其中添加葡萄糖氧化酶(2.0单位/dL)和抗坏血酸氧化酶(1.0单位/dL)，制成试剂层制作用制备液。需要说明的是，作为对照，还制备了不含抗坏血酸氧化酶的试剂层制作用制备液。
另一方面，使用葡萄糖脱氢酶的情况下的试剂层制作用制备液如下制备。首先，制备出包含0.3％(wt)的合成蒙脱石(商品名“Lucentite SWN”、Co-op Chemical Co.,Ltd.制造)、6.0％(wt)的钌化合物([Ru(NH3)6]Cl3、同仁化学研究所公司制造)、0.3％(wt)的1-甲氧基-PES、乙酸钠和琥珀酸的钌化合物液(pH7.5)。向其中添加葡萄糖脱氢酶(3.0单位/dL)和抗坏血酸氧化酶(2.5单位/dL)，制成试剂层制作用制备液。需要说明的是，作为对照，还制备了不含抗坏血酸氧化酶的试剂层制作用制备液。
将各试剂层制作用制备液1.0μL分注到检测部15。需要说明的是，检测部15的表面积为约0.6cm2，所述检测部15中的电极12、13的表面积为约0.12cm2。然后，使其在30℃干燥，形成试剂层16。
如图1的(D)所示，在绝缘层14上配置具有开口部的隔板18。进而，如图1的(E)所示，在隔板18上配置具有成为空气孔的贯通孔20的罩19，制作出生物传感器。被所述罩19和绝缘层14所夹持的隔板18的开口部的空间成为毛细管结构，因此将其作为试样供给部17。
(2)目标成分的测定
接着，制备出包含45mg/dL的葡萄糖和各浓度(0、5、10或15mg/dL)的抗坏血酸(AsA)的全血试样。
然后，从所述生物传感器的试样供给部供给各全血试样，使其反应1秒后，施加200mV的电压6秒。以电压施加时为基准，对6秒后的电流值进行采样，将各抗坏血酸浓度下的响应电流值和各浓度相对于抗坏血酸浓度0mg/dL的响应电流值的偏差(％)进行作图，确认抗坏血酸(AsA)浓度依赖性。
(3)结果
图4示出了使用具备在试剂层中包含葡萄糖氧化酶和抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器，在含葡萄糖的试样中使抗坏血酸(AsA)浓度变化时的电流值的变化(与葡萄糖45mg/dL、无抗坏血酸的电流值的偏差程度)。其结果，即使抗坏血酸浓度增加，电流值也不变化。另一方面，在使用具备在试剂层中不含抗坏血酸氧化酶的电极的生物传感器的情况下，电流值随着抗坏血酸浓度增加而增加。在图5的使用在试剂层中包含葡萄糖脱氢酶和抗坏血酸氧化酶的电极的情况下，也得到同样的结果。
由这些结果可知，通过使用具备下述电极的生物传感器，能够不受抗坏血酸等干扰物质的影响而进行葡萄糖等的定量，该电极在试剂层中包含作为第一氧化还原酶的葡萄糖氧化还原酶、作为第二氧化还原酶的抗坏血酸氧化酶、和氧化还原电位大于葡萄糖氧化还原酶的氧化还原电位且小于第二氧化还原酶即抗坏血酸氧化酶的氧化还原电位的电子传递物质。
因此可知，在包括包含工作电极和反电极的电极对以及至少载置于所述工作电极上的试剂的、用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器中，通过使用下述试剂，能够不受干扰物质的影响而进行测定对象物质的定量，该试剂包含对测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶、对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶、和将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质，所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位。
符号说明
A…生物传感器
11…基板
12…工作电极
12a…引脚部
13…反电极
13a…引脚部
14…绝缘层
15…检测部
16…试剂层
17…开口部
18…隔板
19…罩
20…空气孔
B…测定装置
21…输出部
22…控制部
23…运算部
24…检测部
25…显示单元
26…电池
27…葡萄糖传感器
28…控制计算机
29…恒电位仪
30…基板
31…电力供给装置
CR、W…端子

Claims (12)

1.一种生物传感器，其为用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，该生物传感器的特征在于，
所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质；和对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，
所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位。
2.如权利要求1所述的生物传感器，其中，所述测定对象物质为葡萄糖。
3.如权利要求2所述的生物传感器，其中，所述第一氧化还原酶为葡萄糖氧化还原酶。
4.如权利要求3所述的生物传感器，其中，所述葡萄糖氧化还原酶为葡萄糖脱氢酶。
5.如权利要求3所述的生物传感器，其中，所述葡萄糖氧化还原酶为葡萄糖氧化酶。
6.如权利要求1～5中任一项所述的生物传感器，其中，所述干扰物质为抗坏血酸。
7.如权利要求6所述的生物传感器，其中，所述第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化还原酶。
8.如权利要求7所述的生物传感器，其中，所述第二氧化还原酶为抗坏血酸氧化酶。
9.如权利要求1～5中任一项所述的生物传感器，其中，所述电子传递物质为钌络合物。
10.如权利要求1～5中任一项所述的生物传感器，其中，将所述第一氧化还原酶、所述第二氧化还原酶和所述电子传递物质混合而得到的所述试剂设置于所述电极上。
11.如权利要求1～5中任一项所述的生物传感器，其中，所述试样为血液。
12.一种测定对象物质浓度的测定方法，
该测定方法使用生物传感器，
该生物传感器为用于测定试样中的测定对象物质的生物传感器，包括包含工作电极和反电极的电极对、以及至少载置于所述工作电极上的试剂，
该生物传感器的特征在于，
所述试剂包含：对所述测定对象物质进行氧化还原的第一氧化还原酶；将通过利用所述第一氧化还原酶的氧化还原反应得到的电子传递至电极的至少一种以上的电子传递物质；和对干扰物质进行氧化还原的第二氧化还原酶，
所述电子传递物质的氧化还原电位大于所述第一氧化还原酶的氧化还原电位、且小于所述第二氧化还原酶的氧化还原电位，
该测定方法的特征在于，
使包含测定对象物质的试样与生物传感器反应，
对所述生物传感器施加大于所述电子传递物质的氧化还原电位且小于所述干扰物质的氧化还原电位的电位并测定响应电流，
基于该响应电流计算出测定对象物质的浓度。
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Cited By (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110082418A (zh) * 2019-05-27 2019-08-02 三诺生物传感股份有限公司 一种尿酸电化学测量方法
CN111803087A (zh) * 2020-06-12 2020-10-23 同济大学 一种生物体无损血糖检测器件及其制备方法
CN114599793A (zh) * 2019-06-21 2022-06-07 洛桑联邦理工学院 传感平台

Families Citing this family (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US11608515B2 (en) 2018-05-22 2023-03-21 Arkray, Inc. Biosensing method
US20220133190A1 (en) * 2020-10-29 2022-05-05 Medtronic Minimed, Inc. Glucose biosensors comprising direct electron transfer enzymes and methods of making and using them
EP4199159A1 (en) * 2021-12-17 2023-06-21 BeFC Redox mediator encapsulation

Family Cites Families (7)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3102613B2 (ja) * 1993-09-16 2000-10-23 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
ATE227844T1 (de) 1997-02-06 2002-11-15 Therasense Inc Kleinvolumiger sensor zur in-vitro bestimmung
JPH1123515A (ja) 1997-07-01 1999-01-29 Matsushita Electric Ind Co Ltd 基質の定量法
US6616819B1 (en) 1999-11-04 2003-09-09 Therasense, Inc. Small volume in vitro analyte sensor and methods
US8354112B2 (en) 2003-09-30 2013-01-15 Arkray, Inc. Glucose dehydrogenase/cytochrome fusion protein
JP4088312B2 (ja) 2003-10-30 2008-05-21 アークレイ株式会社 バイオセンサおよびその製造方法
CN105572199A (zh) * 2015-12-17 2016-05-11 三诺生物传感股份有限公司 工作电极生物反应物及电极式测试条

Cited By (4)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
CN110082418A (zh) * 2019-05-27 2019-08-02 三诺生物传感股份有限公司 一种尿酸电化学测量方法
CN110082418B (zh) * 2019-05-27 2021-10-15 三诺生物传感股份有限公司 一种尿酸电化学测量方法
CN114599793A (zh) * 2019-06-21 2022-06-07 洛桑联邦理工学院 传感平台
CN111803087A (zh) * 2020-06-12 2020-10-23 同济大学 一种生物体无损血糖检测器件及其制备方法

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