JP2020143909A - バイオセンサー - Google Patents

Abstract

【課題】アンペロメトリック方式のバイオセンサーとして、測定すべき基質濃度が低い場合でも安定的に高感度及び高精度で容易に定量し得るものを提供する。【解決手段】絶縁性基板１上に、作用極２と対極３とからなる少なくとも一組の電気化学測定用電極系が形成され、この電極系の表面近傍に、測定対象成分と選択的に反応する少なくとも１種の酵素と、該酵素に対して共役反応し得る電子受容体と、親水性高分子とを含む反応層５を有するバイオセンサーであって、前記電極系が電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属層からなり、前記一組の電極系の全抵抗値が１０ｋΩ以下である。【選択図】図１

Description

本発明は、生体・食品等に関連する試料中の特定成分を迅速に精度よく定量するのに用いるバイオセンサーに関する。

バイオセンサーは、生体起源の分子認識機構を応用して生体試料や食品中の特定成分（基質）を計測するものであって、酵素等の物質識別素子と、認識に付随して変化する反応を物質量として変換する電極等のトランスデューサーとから構成されており、既に医療・臨床検査、製薬リサーチ・アプリケーション、食品関連、環境関連等の多岐にわたる分野で様々な物質の定量や検出に利用されているが、その代表的なものとしてアンペロメトリック方式で血糖値や尿酸値を定量するバイオセンサーが挙げられる。

このバイオセンサーは、一般的に、絶縁性基板上に作用極と対極とからなる電極系を形成し、この電極系上にグルコースオキシターゼ（ＧＯＤ）の如きグルコース酸化酵素とフェリシアン化物の如き酸化型の電子受容体（メディエータ）を含む親水性高分子の反応層を設けたものであり、反応層上に血液の如き試料液を滴下することで反応層が溶解し、グルコース酸化酵素の酵素反応により、β−Ｄ−グルコースが選択的に酸化されてＤ−グルコノ−δ−ラクトンに転化すると同時に、電子受容体がフェロシアン化物の如き還元型に転化し、この還元型の電子受容体を電極上で電気化学的に酸化した際に得られる酸化電流値からグルコース濃度を計測するようになっている（特許文献１〜３）。また、このようなバイオセンサーの電極系及び反応層を含む測定素子部分は、測定値表示部を有する測定器本体に対し、着脱可能な使い捨てチップとするのが普通である。

特開平４−３５７４５２号公報 特開平８−３２７５８０号公報 特開平１０−４８１７７号公報

しかしながら、前記従来のバイオセンサーのようなアンペロメトリック方式のバイオセンサーでは、測定すべき基質濃度が比較的に高い試料液（例えば、特許文献２の図４ではグルコース濃度１００〜４００ｍｇ／ｄＬ、特許文献３の図６では同１００〜５００ｍｇ／ｄＬ）を対象としており、糖尿病の場合に発生する低血糖症状に対応する低濃度血糖値の緊急測定、あるいは痛風発症の原因物質として知られる尿酸の測定等、基質が１０〜１００ｍｇ／ｄＬといった低濃度の試料液については測定感度及び測定精度面から適用困難であった。

本発明は、上述の事情に鑑みて、アンペロメトリック方式のバイオセンサーとして、測定すべき基質濃度が低い場合でも安定的に高感度及び高精度で容易に定量し得るものを提供することを目的としている。

上記目的を達成するために、請求項１の発明は、図面の参照符号を付して示せば、絶縁性基板１上に、作用極２と対極３とからなる少なくとも一組の電気化学測定用電極系が形成され、この電極系の表面近傍に、測定対象成分と選択的に反応する少なくとも１種の酵素と、該酵素に対して共役反応し得る電子受容体と、親水性高分子とを含む反応層５を有するバイオセンサーであって、前記電極系が電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属層からなると共に、前記一組の電極系の全抵抗値が１０ｋΩ以下であることを特徴としている。

請求項２の発明は、上記請求項１のバイオセンサーにおいて、前記金属層が、金、白金、パラジウム、ロジウム、オスミウム、イリジウム、チタン、ニッケル、アルミニウム、ゲルマニウム、亜鉛、クロム、Ｆｅ−Ｃｒ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｏ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｎ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ合金、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ−Ｃｕ−Ｓｉ合金、Ｎｉ−Ｆｅ−Ｃｒ合金、Ｎｉ−Ｃｕ合金、Ｎｉ−Ｃｒ合金、Ａｌ−Ｍｎ系合金、Ａｌ−Ｍｇ−Ｓｉ系合金、Ａｌ−Ｚｎ−Ｍｇ合金、Ｎｉ−Ｗ合金より選択される一種から構成されてなるものとしている。

請求項３の発明は、上記請求項１のバイオセンサーにおいて、前記金属層が、銅、アルミニウム、銀より選択される１種からなる下層金属膜を、電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属からなる上層金属膜で被覆した二層構造である構成としている。

請求項４の発明は、上記請求項１〜３のいずれかのバイオセンサーにおいて、前記一組の電極系の全抵抗値が１．２ｋΩ以下である構成としている。

次に、本発明の効果について図面の参照符号を付して示せば、本発明のバイオセンサーでは、基本的な構造は従来のアンペロメトリック方式のバイオセンサーと同様であるが、作用極２と対極３とからなる一組の電気化学測定用電極系の全抵抗値を１０ｋΩ以下と低く設定することから、測定時の液部分に印加される実効電圧が高くなり、それだけ応答電流が大きくなって測定感度が上がるため、測定すべき基質濃度の低い試料液であっても安定的に高精度で容易に定量できる。しかして、上記の全抵抗値は、１．２ｋΩ以下がより好ましい。

電気化学測定用電極系の作用極２及び対極３の金属層は、電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されないことが必要であり、そのために金、白金、パラジウム、ロジウム、オスミウム、イリジウム、チタン、ニッケル、アルミニウム、ゲルマニウム、亜鉛、クロム、Ｆｅ−Ｃｒ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｏ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｎ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ合金、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ−Ｃｕ−Ｓｉ合金、Ｎｉ−Ｆｅ−Ｃｒ合金、Ｎｉ−Ｃｕ合金、Ｎｉ−Ｃｒ合金、Ａｌ−Ｍｎ系合金、Ａｌ−Ｍｇ−Ｓｉ系合金、Ａｌ−Ｚｎ−Ｍｇ合金、Ｎｉ−Ｗ合金より選択される一種から構成するか、もしくは銅、アルミニウム、銀より選択される１種からなる下層金属膜を、電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属又は合金からなる上層金属膜で被覆した二層構造とすることが推奨される。後者の二層構造では、下層金属膜を安価な卑金属を採用できる点で材料コストを低減できると共に、電極材料に用いる金属種の選択範囲が拡大するという利点がある。

本発明の一実施形態に係るバイオセンサーを示し、（ａ）は平面図、（ｂ）は展開斜視図である。 同バイオセンサーと測定器本体を示す斜視図である。 同バイオセンサーと測定器本体とを接続した電気回路図である。 同バイオセンサーによるグルコース濃度−電流値の相関特性図である。

以下に、本発明の一実施形態に係るバイオセンサーについて、図面を参照して具体的に説明する。

図１（ａ）（ｂ）に示すように、このバイオセンサーＳは、三電極型であり、半硬質又は硬質合成樹脂シート等よりなる矩形の絶縁性基板１の表面に、作用極２、対極３、液絡検知極４と、これらのリード２ａ〜４ａを設けた三極型であって、該絶縁性基板１の電極形成面上に酵素及び電子受容体と親水性高分子とを含む反応層５が形成され、該反応層５上に半硬質又は硬質合成樹脂等よりなる板状のスペーサー６が貼着され、更に該スペーサー６の全体を覆うように合成樹脂フィルム７が貼着されてなる。

作用極２は絶縁性基板１の一端側で幅広の矩形状に配置するのに対し、対極３は該作用極２の外側つまり絶縁性基板１の端縁側で小間隔を置いて対向配置しており、両極２，３のリード２ａ，３ａは絶縁性基板１の長手方向両側縁に沿う形で平行に延びている。また、液絡検知極４は、作用極２及び対極３のリード２ａ，３ａの間を基板長手方向に直線状に延びるリード４ａの先端部として、対極３とは反対の内側で作用極２に対して小間隔を置いて配置している。

そして、反応層５は、一般的に、カルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭＣと略称する）の如き親水性高分子の溶液を電極系上に滴下して乾燥させることで成膜したのち、電極系の液絡検知極４を除く領域上に、測定対象成分と選択的に反応する少なくとも１種の酵素と、該酵素に対して共役反応し得る電子受容体とを含有する水溶液を滴下して乾燥させることにより、作用極２及び対極３と液絡検知極４よりなる電極系の全体を覆うように配置させる。

上記酵素及び電子受容体は測定対象成分の種類によって異なるが、測定対象成分がグルコースである場合、酵素としてグルコースオキシターゼ（ＧＯＤ）を、電子受容体としてフェリシアン化カリウムを用いるのが一般的である。

スペーサー６は、絶縁性基板１の表面を一端側から略２／３まで覆うサイズであり、その一端の中央から長手方向に入り込む切欠部６ａを有しており、該切欠部６ａの奥端部で液絡検知極４が露呈するように設定されている。また、合成樹脂フィルム７は、エア抜き穴７ａを備えており、スペーサー６上に貼着することにより、該スペーサー６の切欠部６ａが絶縁性基板１の一端側に開口する試料液収容空間８を構成すると共に、その試料液収容空間８の奥端部にエア抜き穴７ａが臨むように設定されている。

このバイオセンサーＳは、図２に示すように、測定用チップとして測定器Ｍの挿入口Ｉに絶縁性基板１の他端側（リード側）を差し込んで用いる。測定器Ｍは、測定値を表示する表示窓Ｄを備えており、内部には図３に示すようにマイクロコンピュターよりなる制御部１０、Ａ／Ｄ変換回路１１、電流検出部１２、スイッチ１３、コネクタ１４等を含む電気回路が組み込まれており、バイオセンサーＳを測定器Ｍの挿入口Ｉに挿入すると、そのリード２ａ〜４ａの各端子がコネクタ１４の端子１５〜１７に各々接続される。そして、対極３と液絡検知極４との間に図示省略した電源により一定電位が印加される。

試料液中の対象成分（基質）を測定において、バイオセンサーＳの一端側つまり試料液収容空間８の開口部８ａに試料液を接触させると、該試料液が毛管現象によって試料液収容空間８に吸入されると共に、内部の空気がエア抜き穴７ａから排出され、もって試料液収容空間８の全体に試料液が満たされ、この試料液に反応層５が溶解する。そして、試料液収容空間８への試料液の導入に伴い、対極３−液絡検知極４間に電流が流れ、この電流を電流検出部１２で検知して測定器Ｍが始動し、スイッチ１３がオンすると共に、内蔵タイマー（図示省略）を介して一定時間後に、作用極２−対極３間に応答電流を得るために必要な一定電圧が印加される。一方、反応層５が溶解した液中では、測定成分の基質と酵素及び電子受容体が反応し、例えば酵素が酸化還元酵素の場合、基質が酸化される一方、電子受容体が還元され、この還元された電子受容体を酸化する電流が基質濃度に依存する応答電流として測定される。

このバイオセンサーＳでは、上述した基本的な構成は既知であるが、作用極２、対極３、液絡検知極４及びこれらのリード２ａ〜４ａが電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属層からなると共に、作用極２及び対極３よりなる一組の電気化学測定用電極系の全抵抗値が１０ｋΩ以下であることを特徴としている。

上記の陽極溶解されない金属層とは、層全体が電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属から構成されるものに限らず、該印加電圧において陽極溶解され得る金属からなる下層金属膜表面を、陽極溶解されない金属からなる上層金属膜で被覆した二層構造のものでもよい。

電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属は、特に制約されないが、金、白金、パラジウム、ロジウム、オスミウム、イリジウム、チタン、ニッケル、アルミニウム、ゲルマニウム、亜鉛、クロム、Ｆｅ−Ｃｒ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｏ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｎ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ合金、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ−Ｃｕ−Ｓｉ合金、Ｎｉ−Ｆｅ−Ｃｒ合金、Ｎｉ−Ｃｕ合金、Ｎｉ−Ｃｒ合金、Ａｌ−Ｍｎ系合金、Ａｌ−Ｍｇ−Ｓｉ系合金、Ａｌ−Ｚｎ−Ｍｇ合金、Ｎｉ−Ｗ合金等が好適なものとして挙げられる。また、上記二層構造における下層金属膜の金属としては、銅、アルミニウム、銀等が挙げられる。

リード２ａ〜４ａを含む作用極２及び対極３と液絡検知極４を形成するには、スパッタリング、真空蒸着、メッキ等の種々の薄膜形成手段を採用できるが、特にスパッタリングが好適である。そして、作用極２及び対極３については、リード２ａ，３ａを含めて合計の抵抗値が１０ｋΩ以下になるように、金属層の厚みと面積を適宜設定すればよい。

上述のように、作用極２と対極３とからなる一組の電気化学測定用電極系の全抵抗値を１０ｋΩ以下と低く設定すれば、測定時の液部分に印加される実効電圧が高くなり、それだけ応答電流が大きくなって測定感度が上がるため、測定すべき基質濃度の低い試料液であっても安定的に高精度で容易に定量できる。しかして、上記の全抵抗値は、１．２ｋΩ以下がより好ましく、更に１００Ω以下が最適である。

また、本発明のバイオセンサーＳにおいては、電極系の電子授受表面積、つまり試料液収容空間８に露呈する作用極２と対極３の合計面積を０．２〜１０ｍｍ^２の範囲とするのが好ましい。電子授受表面積が小さ過ぎては充分な応答性が得られず、逆に大き過ぎては試料液が少量である場合に適用困難になるためである。

上記構成のバイオセンサーＳは、グルコースセンサーとして従来から広く利用されている血糖値の自己管理等に簡易に適用できるだけでなく、低濃度成分も感度よく高精度で定量できることから、低血糖症状のような緊急を要する低濃度血糖値の測定や、痛風発症の原因物質として知られる尿酸の測定等を始めとして、従来では測定感度面及び測定精度面より困難であった低濃度成分の測定にも好適に利用できる。

なお、本発明のバイオセンサーは、実施形態で例示した液絡検知極４を有しない二電極型の構成を包含する。その二電極型では、電流応答を得る前に作用極２−対極３間に電圧を印加しておき、その両極２，３間の抵抗値変化に基づいて液絡を検知することになる。また、作用極２及び対極３の他に参照極を設けたり、液絡検知極と参照極を兼用する第３極を設けたりすることも可能である。更に、実施形態では絶縁性基板１上に１組の電気化学測定用電極系を設けたものを例示したが、２組以上の電気化学測定用電極系を設けた構成としてもよい。しかして、本発明においては、作用極２及び対極３の形状と配置、リード２ａ，３ａの配線形状、絶縁性基板１及びスペーサー６の形状、試料液収容空間８の形状と開口部８ａの位置、測定器Ｍの電気回路構成等、細部構成については実施形態以外に種々設計変更可能である。

＜バイオセンサーの製造１＞
幅５ｍｍ、長さ２１ｍｍ、厚さ０．２ｍｍの白ＰＥＴ製シートからなる絶縁性基板１上に、パラジウムのスパッタリングによって図１（ｂ）で示すパターンの作用極２、対極３、液絡検知極４とリード２ａ〜４ａとを厚さ３３８ｎｍの金属層として形成し、その電極系上に０．５％ＣＭＣ水溶液を滴下展延し、乾燥してＣＭＣ膜を成形したのち、このＣＭＣ膜上に、０．５％ＣＭＣ水溶液１ｍＬにグルコースオキシダーゼ２０ｍｇ及びフェリシアン化カリウム３０ｍｇを溶解した液を滴下、乾燥して反応層５を形成した。そして、この反応層５を設けた上に、図１の如く、幅５ｍｍ、長さ１４ｍｍ、厚さ０．５ｍｍの矩形で、一端から凹入した幅１．８ｍｍ、奥行き７ｍｍの切欠部６ａを有する透明ＰＥＴ製のスペーサー６と、同じ幅及び長さの矩形で、１ｍｍ径のエア抜き穴７ａを有する厚さ１００μｍの透明ＰＥＴ製の樹脂フィルム７とを順次接着剤を介して接着し、容積約３μＬの試料液収容空間８を有して作用極２の電子授受表面積が５．４ｍｍ^２であるバイオセンサーＳを製造した（実施例１）。なお、金属層の形成は、サンユー電子株式会社製のＱｕｉｃｋ Ｃｏａｔｅｒ ＳＣ−７０１Ｍｋ２ ＡＤＶＡＮＣＥを用いて形成した。

＜電極系の全抵抗値１＞
上記の製造方法にて製作したバイオセンサーＳのサンプルＮｏ．１〜Ｎｏ．１０について、作用極２と対極３からなる電気化学測定用電極系の全抵抗値を、三和電気計器株式会社製のｄｅｇｉｔａｌ ｍｕｌｔｉｍｅｔｅｒ ＰＣ５１０ａを用いて測定したところ、次の表１に示す結果が得られた。

＜低濃度グルコースに対する応答特性＞
試料液としてグルコース濃度を段階的に変化させたグルコース標準液を用意し、実施例１で作製した複数個のバイオセンサーＳを１回毎の使い捨てとして、各試料液を該バイオセンサーＳの試料液収容空間８に吸入させ、作用極に＋０．５Ｖの電圧を印加して応答電流値を、日置電機株式会社製のディジタル超絶縁／微少電流計ＤＳＭ−８１０４を用いて測定した。その測定結果のうち、グルコース濃度が０〜１００ｍｇ／ｄｌの低濃度域におけるグルコース濃度−電流値の相関特性を図４に示す。

図４から明らかなように、本発明のバイオセンサーによれば、通常の測定濃度域（一般に１００〜５００ｍｇ／ｄｌ）より一桁低いグルコース濃度の試料液を対象として、該グルコース濃度の増減に略比例した応答電流値が得られている。従って、本発明のバイオセンサーは、従来では困難であった低濃度成分の定量測定を高精度で行えることが分かる。

＜バイオセンサーの製造２＞
さらに、本発明者らは、金属層の厚みのみを、４７７ｎｍ（実施例２）、２９ｎｍ（比較例１）、２６ｎｍ（比較例２）に変化させ、それ以外は、上記の製造と同一の製造にて、それぞれ１７個のバイオセンサーＳを製造した。

＜電極系の全抵抗値２＞
上記の製造方法にて製作した複数個のバイオセンサーＳについて、作用極２と対極３からなる電気化学測定用電極系の全抵抗値を、三和電気計器株式会社製のｄｅｇｉｔａｌ ｍｕｌｔｉｍｅｔｅｒ ＰＣ５１０ａを用いて測定したところ、次の表２に示す結果が得られた。

＜グルコースに対する応答特性＞
試料液としてグルコース濃度を段階的に変化させたグルコース標準液を用意し、実施例２（平均全抵抗値０．７７ｋΩ）、比較例１（平均全抵抗値１２．４ｋΩ）、比較例２（平均全抵抗値１４．４ｋΩ）で作製した複数個のバイオセンサーＳを１回毎の使い捨てとして、各試料液を該バイオセンサーＳの試料液収容空間８に吸入させ、作用極に＋０．５Ｖの電圧を印加して応答電流値を、日置電機株式会社製のディジタル超絶縁／微少電流計ＤＳＭ−８１０４を用いて測定した。その結果、次の表３に示す結果が得られた。なお、表３に示す「×」は測定不能であったことを示している。

上記表３から明らかなように、実施例２では、全てのバイオセンサーＳが測定できたのに対し、比較例１では、測定不能であったバイオセンサーＳが３個発生し、比較例２では、測定不能であったバイオセンサーＳが５個発生した。測定不能であったのは、実施例２では、金属層の厚みが４７７ｎｍであるのに対し、比較例１では、金属層の厚みが２９ｎｍ、比較例２では、金属層の厚みが２６ｎｍと、実施例２に対して、比較例１及び比較例２の金属層の厚みが大幅に薄いため、断線が生じたのが原因と推定される。

また、上記表３から明らかなように、グルコース濃度を段階的に変化させて測定した応答電流値の比較例１では、実施例２と比較して大幅な低値であることが分かる。またさらに、比較例２では、多数のバイオセンサーＳが測定不能となっており、さらには、実施例２と比較して大幅な低値であることが分かる。

しかして、図４及び表３に示す結果に鑑みれば、バイオセンサーＳの全抵抗値を１０ｋΩ以下、好ましくは、１．２ｋΩ以下にすれば、測定不能となることを防止できると共に、測定時の液部分に印加される実効電圧が高くなり、その結果、応答電流が大きくなって測定感度が向上していることが分かる。これにより、本発明のバイオセンサーは、測定すべき基質濃度の低い試料液であっても安定的に高精度で容易に定量できるということが分かる。

なお、本発明のバイオセンサーは、上記実施例ではグルコースセンサーとして用いているが、尿酸センサーや乳酸センサーを始めとして、酸化還元酵素や脱水素酵素等が関与する他の種々の測定系にも利用できる。また、反応層５を構成する親水性高分子の種類、濃度、滴下量、共存させる酵素及び電子受容体の種類、濃度、使用量等についても、実施例で示した条件に限定されず、測定対象成分毎の適正条件に設定できる。一方、上記の実施例では一個のバイオセンサーを製造する形で説明しているが、実際の製造では、製造効率面より、絶縁性基板１、スペーサー６、樹脂フィルム７として多数個のバイオセンサーに対応する大サイズのものを用い、電極形成や反応層５の形成を含めて一括処理し、得られた積層体を切断することで、多数個のバイオセンサーを同時に作製するのが普通である。

１ 絶縁性基板
２ 作用極
２ａ リード
３ 対極
３ａ リード
５ 反応層
Ｓ バイオセンサー

Claims (4)

1. 絶縁性基板上に、作用極と対極とからなる少なくとも一組の電気化学測定用電極系が形成され、この電極系の表面近傍に、測定対象成分と選択的に反応する少なくとも１種の酵素と、該酵素に対して共役反応し得る電子受容体と、親水性高分子とを含む反応層を有するバイオセンサーであって、
   前記電極系が電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属層からなると共に、前記一組の電極系の全抵抗値が１０ｋΩ以下であることを特徴とするバイオセンサー。
2. 前記金属層が、金、白金、パラジウム、ロジウム、オスミウム、イリジウム、チタン、ニッケル、アルミニウム、ゲルマニウム、亜鉛、クロム、Ｆｅ−Ｃｒ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｏ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｎｉ−Ｍｎ系ステンレス鋼、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ合金、Ｆｅ−Ｃｒ−Ｍｏ−Ｃｕ−Ｓｉ合金、Ｎｉ−Ｆｅ−Ｃｒ合金、Ｎｉ−Ｃｕ合金、Ｎｉ−Ｃｒ合金、Ａｌ−Ｍｎ系合金、Ａｌ−Ｍｇ−Ｓｉ系合金、Ａｌ−Ｚｎ−Ｍｇ合金、Ｎｉ−Ｗ合金より選択される一種から構成されてなる請求項１に記載のバイオセンサー。
3. 前記金属層が、銅、アルミニウム、銀より選択される１種からなる下層金属膜を、電気化学的測定時の印加電圧において陽極溶解されない金属からなる上層金属膜で被覆した二層構造である請求項１に記載のバイオセンサー。
4. 前記一組の電極系の全抵抗値が１．２ｋΩ以下である請求項１〜３のいずれかに記載のバイオセンサー。
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   
   

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