JP4627912B2 - Biosensor - Google Patents

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JP4627912B2
JP4627912B2 JP2001088176A JP2001088176A JP4627912B2 JP 4627912 B2 JP4627912 B2 JP 4627912B2 JP 2001088176 A JP2001088176 A JP 2001088176A JP 2001088176 A JP2001088176 A JP 2001088176A JP 4627912 B2 JP4627912 B2 JP 4627912B2
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JP
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biosensor
electrode
sulfate
nitrate
reagent
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JP2001088176A
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潤子 中山
正次 宮崎
永吏子 山西
博之 徳永
雅樹 藤原
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パナソニック株式会社
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Description

【0001】 [0001]
【発明の属する技術分野】 BACKGROUND OF THE INVENTION
本発明は、液体試料中の特定の成分を分析するバイオセンサに関し、特に、バイオセンサの試薬層を構成する試薬構成に関するものである。 The present invention relates to a biosensor for analyzing a specific component in a liquid sample, in particular, it relates to a reagent structure constituting the reagent layer of the biosensor.
【0002】 [0002]
【従来の技術】 BACKGROUND OF THE INVENTION
バイオセンサは、微生物、酵素、抗体等の生物材料の分子認識能力を利用し、生物材料を分子識別素子として応用したセンサである。 Biosensor utilizing microorganisms, enzymes, molecular recognition ability of biological materials such as antibodies, is a sensor which applies a biological material as molecular recognition elements. すなわち、固定化された生物材料が、目的の特定物質を認識したときに起こる反応、微生物の呼吸による酸素の消費、酵素反応、発光などを利用したものである。 In other words, the biological material is immobilized, the reaction that occurs when it recognizes a specific material of interest, the consumption of oxygen by respiration of microorganisms, the enzymatic reaction is obtained by utilizing the light emission like.
【0003】 [0003]
バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は進んでおり、例えば、グルコース、乳酸、コレステロール、ラクトース、尿素、アミノ酸用の酵素センサは、医療計測や食品工業に利用されている。 Commercialization of enzyme sensors among biosensors is progressing, for example, glucose, lactate, cholesterol, lactose, urea, enzyme sensor for amino acids are used in medical measurement and food industry. 酵素センサは、検体である試料液に含まれる基質と酵素との反応により生成する電子によって電子受容体を還元し、測定装置がその電子受容体の還元量を電気化学的に計測することにより、検体の定量分析を行う。 Enzyme sensor, by reducing an electron acceptor by an electron generated by the reaction of the substrate and the enzyme contained in the sample liquid is the sample, the measurement device measures the amount of reduction of the electron acceptor electrochemically, perform a quantitative analysis of the specimen. このようなバイオセンサの一例として、例えば、特願平11−324511号で提案されたようなセンサが知られている。 An example of such a biosensor, for example, sensors as proposed in Japanese Patent Application No. 11-324511 is known.
【0004】 [0004]
図1は、3電極式のバイオセンサの一例を示す分解斜視図である。 Figure 1 is an exploded perspective view showing an example of the biosensor of 3-electrode. これは、ポリエチレンテレフタレートのような絶縁性基板1上に、電気伝導性物質からなる測定電極2(作用極とも言う)、対電極3(対極とも言う)ならびに検知電極4が形成されており、これら電極上には試料液中の特定成分と特異的に反応する酵素、及び電子伝達体、親水性高分子を含む試薬層5が形成されている。 This is on the insulating substrate 1, such as polyethylene terephthalate (also referred to as the working electrode) measuring electrode 2 of electrically conductive material, the counter electrode 3 (also referred to as a counter electrode) and detection electrode 4 is formed, they the enzyme on the electrode that react specifically with a specific component in a sample liquid, and an electron mediator, the reagent layer 5 comprising a hydrophilic polymer are formed.
【0005】 [0005]
そして、試料液中の特定成分と試薬層5中の試薬との反応により生じる電流値を前記電極2、3、4で検出するためのキャビティを形成するため、電極および試薬層上の部分に細長い切り欠け部7を有したスペーサ6と、空気孔9を形成したカバー8とを絶縁基板上に貼りあわせている。 Then, in order to form a cavity for detecting a current value caused by the reaction with a reagent of the specific component and the reagent layer 5 in the sample solution with the electrode 2, 3, 4, elongated portion on the electrode and reagent layer a spacer 6 having a notch portion 7, and a cover 8 having an air hole 9 is bonded on the insulating substrate.
【0006】 [0006]
このような構成のバイオセンサにおいて、試料液は、キャビティの入り口(試料液吸引口)から毛細管現象によりキャビティ内に供給され、電極と試薬層のある位置まで導かれる。 In the biosensor having such a configuration, the sample liquid is fed into the cavity by capillary action from the entrance to the cavity (sample liquid suction port) is guided to a position with the electrode and the reagent layer. そして試料液中の特定成分が試薬層の試薬と反応することにより、電流を生じ、生じた電流をバイオセンサのリードを通じて外部の測定装置が読み取ることにより、検体の定量分析が行われる。 And by specific component in the sample liquid reacts with the reagent in the reagent layer, generates a current by an external measuring device reads through the resulting current of the biosensor lead, quantitative analysis of the analyte is performed.
【0007】 [0007]
【発明が解決しようとする課題】 [Problems that the Invention is to Solve
しかし、上述のような試薬構成のバイオセンサにおいて、熱や水分の介在下、特に、温度が30℃以上で湿度が80%以上の高温多湿環境下においては、試薬層5に含まれる酵素蛋白や親水性高分子の一部などと、電子伝達体との還元反応が生じるため、バックグラウンド電流(ノイズ電流)が発生し、経時的にバックグランド電流値が上昇することにより、センサ性能が悪化するという問題が顕著に見られる。 However, in the biosensor reagent configuration as described above, intervening of heat and moisture, particularly in hot and humid environment of humidity 80% or more at a temperature of 30 ° C. or higher, Ya enzyme protein contained in the reagent layer 5 and such a portion of the hydrophilic polymer, because the reduction reaction with the electron mediator occurs, occurs background current (noise current), over time the background current value by raising, sensor performance may deteriorate a problem that can be seen prominently.
【0008】 [0008]
また、これを解決するための手段として、アルミシールや樹脂などの成型容器を用いたバイオセンサ保存容器中に、シリカゲルや活性アルミナのような乾燥剤を封入することによって水分を除去し、センサ性能の悪化を防止するように工夫することができるが、このような乾燥剤だけではバイオセンサに含まれる試薬中に残存する分子レベルの水までを完全に除去することは不可能である。 As a means for solving this, in the biosensor storage container using a molding vessel, such as aluminum seal and resin, to remove water by encapsulating a desiccant such as silica gel or activated alumina, sensor performance can be devised for deterioration to prevent, it is impossible to completely eliminate up to the molecular level of water remaining in reagent contained in such biosensor only desiccant.
【0009】 [0009]
また、上記保存容器においても、長期間にわたり水分の侵入を皆無(ゼロ)にするのは極めて困難であり、電子伝達体と酵素蛋白、親水性高分子の一部との還元反応は、極微量の水分が介在するだけで進行してしまうため、バックグラウンド電流の経時的な上昇を効果的に抑制することは極めて困難であるという問題点があった。 Also in the storage container, it is very difficult to completely eliminate the moisture penetration (zero) over a long period of time, electron mediator and the enzyme protein, the reduction reaction of a part of the hydrophilic polymer, very small amount since moisture will then proceed only by intervening, it has been a problem that it is extremely difficult to effectively suppress the temporal increase in the background current.
本発明は、前記問題点に鑑みてなされたものであり、水分との接触によるバイオセンサの性能劣化を効率的に防止することができるバイオセンサを提供することを目的とする。 The present invention has been made in view of the above problems, and an object thereof is to provide a biosensor capable of preventing deterioration of the performance of the biosensor due to contact with moisture efficiently.
【0010】 [0010]
【課題を解決するための手段】 In order to solve the problems]
この発明のバイオセンサは、試料溶液中の特定物質の濃度を計測するバイオセンサにおいて、試料溶液に溶解され、試料溶液中の特定物質と特異的に反応するように予め設けられる試薬層中に糖アルコールを含むことを特徴とするものである。 Bas biosensor of the present invention is a biosensor for measuring the concentration of a specific substance in the sample solution, is dissolved in the sample solution, a sugar in the reagent layer which is previously provided to the reaction of the specific substance and the specific sample solution it is characterized in that an alcohol.
【0011】 [0011]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記特定物質の濃度を、絶縁性基板上に設けられた少なくとも作用極と対極からなる電極を用いて計測することを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the concentration of the specific substance, and is characterized in that measured using an electrode made of at least a working electrode and a counter electrode provided on the insulating substrate .
【0012】 [0012]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記試薬層が、前記電極上、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が配置されるよう,形成され、該試薬層が、少なくとも酵素および電子伝達体を含むことを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, so that the reagent layer, on the electrode, or reagents of the reagent layer is the electrode is disposed in a diffusion area for diffusing dissolved in a sample solution, formed is, the reagent layer, is characterized in that it comprises at least an enzyme and an electron mediator.
【0013】 [0013]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記糖アルコールが、鎖状の多価アルコール、もしくは、環式糖アルコール、あるいはそれらの置換体もしくは誘導体であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the sugar alcohol is chain polyhydric alcohol or, and is characterized in that a cyclic sugar alcohol, or a substituted or derivatives thereof, .
【0014】 [0014]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記糖アルコールがマルチトール、ラクチトールのいずれか、または両方であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, and is characterized in that said sugar alcohol is one or both of maltitol, lactitol.
【0015】 [0015]
また、本発明のバイオセンサは、試料溶液中の特定物質の濃度を計測するバイオセンサにおいて、試料溶液に溶解され、試料溶液中の特定物質と特異的に反応するように予め設けられる試薬層中に金属塩を含むことを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor for measuring the concentration of a specific substance in a sample solution, is dissolved in the sample solution, a reagent layer which is previously formed to specifically react with a specific substance in the sample solution in which it characterized in that it comprises a metal salt.
【0016】 [0016]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記特定物質の濃度を、絶縁性基板上に設けられた少なくとも作用極と対極からなる電極を用いて計測することを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the concentration of the specific substance, and is characterized in that measured using an electrode made of at least a working electrode and a counter electrode provided on the insulating substrate .
【0017】 [0017]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記試薬層が、前記電極上、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が配置されるよう,形成され、該試薬層が、少なくとも酵素および電子伝達体を含むことを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, so that the reagent layer, on the electrode, or reagents of the reagent layer is the electrode is disposed in a diffusion area for diffusing dissolved in a sample solution, formed is, the reagent layer, is characterized in that it comprises at least an enzyme and an electron mediator.
【0018】 [0018]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記金属塩が硫酸金属塩、硫酸水素金属塩、亜硫酸金属塩、亜硫酸水素金属塩、あるいは次亜硫酸金属塩であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, in which the metal salt is characterized in that it is a metal sulfate, metal hydrogen sulfates, sulfites metal salts, bisulfite metal salt or hyposulfite metal salts, is there.
【0019】 [0019]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記金属塩が、硫酸マグネシウム、硫酸カルシウムのいずれかまたは両方であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the metal salt and is characterized magnesium sulfate, that it is either or both of calcium sulfate.
【0020】 [0020]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記金属塩が硝酸金属塩、硝酸水素金属塩、亜硝酸金属塩、亜硝酸水素金属塩あるいは次亜硝酸金属塩であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, wherein the metal salt is a metal nitrate, nitric hydrogen metal salts, metal nitrite, nitrous acid hydrogen metal salt or nitroxyl metal salt it is intended.
【0021】 [0021]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記金属塩が、硝酸マグネシウム、硝酸カルシウムのいずれかまたは両方であることを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the metal salt is characterized in that magnesium nitrate is either or both of calcium nitrate.
【0022】 [0022]
また、本発明のバイオセンサは、 前記バイオセンサにおいて、前記試薬層が、さらに親水性高分子を含むことを特徴とするものである。 Further, bar biosensor of the present invention, in the biosensor, the reagent layer, in which further comprising a hydrophilic polymer.
【0023】 [0023]
【発明の実施の形態】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
(実施の形態1) (Embodiment 1)
以下に、本発明の実施の形態1によるバイオセンサについて説明する。 The following describes a biosensor according to a first embodiment of the present invention. なお、以下に説明する本発明の各実施の形態では、試料液中の特定物質と特異的に反応する分子識別素子として酵素を用いる酵素センサを例にとって説明することにする。 In each of the embodiments of the present invention described below, it will be described in the enzyme sensor using the enzyme as the specific substance and the molecular recognition elements that specifically react in the sample solution as an example.
【0024】 [0024]
図1は、3電極方式のバイオセンサの分解斜視図の一例である。 Figure 1 is an example of an exploded perspective view of the biosensor of 3-electrode system. 図1において、1は絶縁性の基板であり、この絶縁性の基板1上には、電気伝導性物質からなる測定電極2、対電極3、検知電極4がそれぞれ所定の位置、及び形状をもって形成されており、検知電極4は、検体量の不足を検知するための電極として機能するだけでなく、参照電極あるいは対電極の一部として用いることも可能である。 In Figure 1, 1 is an insulating substrate, forming the substrate 1 of the insulating measurement electrode 2 of electrically conductive material, the counter electrode 3, with the detection electrode 4 is place respectively, and the shapes are, the detection electrode 4 functions not only as an electrode for detecting a shortage of the sample volume, can also be used as part of the reference electrode or counter electrode.
【0025】 [0025]
なお、好適な上記絶縁性基板1の材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミドなどがある。 As the preferred material of the insulating substrate 1, a polyethylene terephthalate, polycarbonate, polyimide, etc.. また、各電極を構成する電気伝導性物質としては、金、白金、パラジウムなどの貴金属やカーボンなどの単体材料、あるいは、カーボンペーストや貴金属ペーストなどの複合材料があげられる。 As the electrically conductive material constituting each electrode, gold, platinum, alone materials such as precious metals and carbon such as palladium, or composite materials such as carbon paste and noble metal pastes and the like.
【0026】 [0026]
なお、金、白金、パラジウムなどの貴金属やカーボンなどの単体材料、は、スパッタリング蒸着法などで、またカーボンペーストや貴金属ペーストなどの複合材料はスクリーン印刷法などを用いて容易に電気伝導性層を絶縁性基板1に形成することができる。 Incidentally, gold, platinum, alone materials such as precious metals and carbon such as palladium, is a sputtering deposition method, also readily electrically conductive layer composite by using a screen printing method, such as carbon paste and noble metal pastes it can be formed on an insulating substrate 1.
【0027】 [0027]
また、各電極の形成においては、上述したスパッタリング蒸着法やスクリーン印刷法などにより絶縁性基板1の全面、もしくは一部に前記電気伝導性層を形成した後、レーザなどを用いてスリットを設けることにより電極を分割形成することができる。 In the formation of each electrode, after due above sputtering deposition method, a screen printing method to form the electrically conductive layer on the entire surface or part, the insulating substrate 1, providing the slits with a laser or the like the electrode may be separately formed by. また、あらかじめ電極パターンの形成された印刷版やマスク版を用いたスクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法などでも同様に電極を形成することが可能である。 Further, it is possible to form the electrodes as well by screen printing method or a sputtering deposition method using the pre-electrode pattern printing plate and mask plate formed of.
このようにして形成された電極上には、酵素、電子伝達体、親水性高分子、及び糖アルコールを含む試薬層5が形成される。 The manner formed on the electrode, the enzyme, electron mediator, a hydrophilic polymer, and a reagent layer 5 including the sugar alcohol is formed.
【0028】 [0028]
本発明の実施の形態1は、試薬層5中に糖アルコールを含むことを特徴とするものであり、この糖アルコールは、電極上に形成された試薬層5中において、酸化型の電子伝達体と、試薬中に含まれる酵素蛋白及び親水性高分子などに存在する反応性に富んだ一部の官能基などと、が接触して、電子伝達体が酸化型から還元型に変性する(還元される)ことを抑制する働きがある。 The first embodiment of the present invention, which is characterized in that it comprises a sugar alcohol in the reagent layer 5, the sugar alcohol is in the reagent layer 5 formed on the electrode, oxidized electron mediator of When, and such part of the functional groups rich in reactivity exist, such as the enzyme proteins and the hydrophilic polymer contained in the reagent, in contact with, the electron mediator is denatured reduced form from oxidized (reduced to) that there is a function to suppress a.
【0029】 [0029]
そのため、上述の様な試薬構成のバイオセンサにおいて、熱や水分の介在下、特に温度が30℃以上で湿度が80%以上の高温多湿環境下において、試薬層5に含まれる酵素蛋白や親水性高分子の一部などと、電子伝達体との還元反応が生じることにより発生し、経時的に上昇するバックグラウンド電流(ノイズ電流)を抑制することができるため、バイオセンサの性能が悪化することを防ぐことができる。 Therefore, in the biosensor of such reagents configuration described above, intervening of heat and moisture, particularly in hot and humid environment of humidity 80% or more at a temperature of 30 ° C. or higher, the enzyme proteins and hydrophilic contained in the reagent layer 5 and such a portion of the polymer, generated by the reduction reaction of the electron mediator occurs, since over time the background current rises (noise current) can be suppressed, the performance of the biosensor is deteriorated it is possible to prevent.
【0030】 [0030]
また、さらには、糖アルコールを試薬層中に含むことにより、血液中、特には血球に存在する様々な共雑物質との不必要な反応をも併せて抑制することができるため、直線性の良好な(回帰式の傾きが大きく切片が小さい)、かつ、センサ個々のバラツキの少ない、高性能なバイオセンサを提供することができる。 Also, further, by including a sugar alcohol in the reagent layer, in the blood, because particularly can suppress together also unnecessary reactions with various Kyozatsu substances present in blood cells, the linearity good (slope of the regression equation is less large sections), and, less sensor individual variability, it is possible to provide a high-performance bio-sensors.
【0031】 [0031]
なお、試薬層5中に含まれる前記糖アルコールとしては、ソルビトール、マルチトール、キシリトール、マンニトール、ラクチトール、還元パラチノース、アラビニトール、グリセロール、リビトール、ガラクチトール、セドヘプチトール、ペルセイトール、ボレミトール、スチラシトール、ポリガリトール、イジトール、タリトール、アリトール、イシリトール、還元澱粉糖化物、イシリトールなどの鎖状の多価アルコールや環式糖アルコールがあげられる。 Incidentally, examples of the sugar alcohol contained in the reagent layer 5, sorbitol, maltitol, xylitol, mannitol, lactitol, reduced palatinose, arabinitol, glycerol, ribitol, galactitol, Sedohepuchitoru, perseitol, volemitol, scan flyers Torr Porigaritoru, iditol, talitol, allitol, Ishiritoru, hydrogenated starch hydrolyzate, is a chain polyhydric alcohol or cyclic sugar alcohols such as Ishiritoru like.
【0032】 [0032]
また、これらの糖アルコールの立体異性体、置換体または誘導体であっても同様の効果を得ることができる。 Further, it is possible stereoisomers of these sugar alcohols, be substituted or derivatives provide the same effect.
また、これらの糖アルコールの中でも、マルチトール、ラクチトールは比較的材料単価が安く、容易に入手もでき、また、前記バックグラウンド電流を抑制する効果が飛躍的に高いため最も好適な材料であると言える。 Further, Among these sugar alcohols, maltitol, lactitol relatively material unit price cheap, readily can obtain, and if the effect of suppressing the background current is the most suitable material for dramatically higher it can be said.
【0033】 [0033]
なお、これら糖アルコールの添加量は、試薬溶液濃度として0.1〜500mMが適当であり、より好適には1〜100mMである。 The addition amount of these sugar alcohols are 0.1~500mM is suitable as a reagent solution concentration, more preferably a 1-100 mM.
【0034】 [0034]
なお、図1に示すバイオセンサは、その後、このように形成された試薬層5及び電極2、3、4上に、切り欠け部7を有するスペーサ6とカバー8とを貼り合わせることにより、試料液が供給されるキャビティが形成される。 Incidentally, the biosensor shown in Figure 1, then, on the thus formed reagent layer 5 and the electrodes 2, 3, 4, by bonding the spacer 6 and a cover 8 having a cutout 7, the sample cavity liquid is supplied is formed.
【0035】 [0035]
なお、上記スペーサ6およびカバー8の好適な材料としては、ポリエチレンテレフタレート、ポリカーボネート、ポリイミド、ポリブチレンテレフタレート、ポリアミド、ポリ塩化ビニル、ポリ塩化ビニリデン、ナイロンなどがあげられる。 As the preferred material of the spacer 6 and the cover 8, polyethylene terephthalate, polycarbonate, polyimide, polybutylene terephthalate, polyamides, polyvinyl chloride, polyvinylidene chloride, nylon and the like.
【0036】 [0036]
また、このようなキャビティから構成されたバイオセンサへの試料液供給は毛細管現象により実現されるが、試料液のスムーズな供給を実現するうえでは、キャビティ内にバイオセンサ外部へ空気を逃がすための空気孔9が必要である。 Although sample liquid supply to the biosensor constructed from such cavity is realized by a capillary phenomenon, in order to achieve a smooth supply of the sample liquid, for releasing the air to the biosensor outside into the cavity air hole 9 is necessary.
なお、空気孔9の配置は、試料液の供給を妨げない範囲であればキャビティ内のいかなる位置でもよい。 The arrangement of the air holes 9 may be in any position in the cavity so long as it does not inhibit the supply of the sample solution.
【0037】 [0037]
このようにして形成されたバイオセンサにおいて、試料液中の特定成分と、酵素などを含む試薬層5との反応で得られた電流値は、測定電極2、対電極3、検知電極4のそれぞれのリード部10、11、12を通じて接続された外部の測定装置により読み取られる。 In such a biosensor thus formed, the specific component in the sample liquid current value obtained by a reaction of the reagent layer 5, including enzymes, measurement electrode 2, counter electrode 3, each detection electrode 4 It is read by an external measuring device connected through the lead portions 10, 11 and 12.
【0038】 [0038]
(実施の形態2) (Embodiment 2)
以下に、本発明の実施の形態2によるバイオセンサについて説明する。 The following describes a biosensor according to a second embodiment of the present invention.
本発明の実施の形態2によるバイオセンサは、図1で示したバイオセンサの試薬層5が、酵素、電子伝達体、親水性高分子、及び金属塩により形成されているものである。 The biosensor according to a second embodiment of the present invention, the reagent layer 5 of the biosensor shown in FIG. 1, an enzyme, an electron mediator, are those formed by the hydrophilic polymer, and metal salts. なお、他の構成要素は、前述した実施の形態1によるバイオセンサと同様であるため説明を省略する。 The other components are omitted because it is similar to the biosensor according to the first embodiment described above.
【0039】 [0039]
本発明の実施の形態2は、試薬層5中に金属塩を含むことを特徴とするものであり、この金属塩は、電極上に形成された試薬層5中において、酸化型の電子伝達体と、試薬中に含まれる酵素蛋白、及び親水性高分子などに存在する反応性に富んだ一部の官能基などと、が接触して、電子伝達体が酸化型から還元型に変性する(還元される)ことを抑制する働きがある。 Embodiment 2 of the present invention, which is characterized in that it comprises a metal salt in the reagent layer 5, the metal salt is in the reagent layer 5 formed on the electrode, oxidized electron mediator of When the enzyme protein included in the reagent, and the like part of the functional groups rich in reactivity exist, such as a hydrophilic polymer, in contact with, the electron mediator is denatured reduced form from oxidized ( is reduced) that is it serves to inhibit.
【0040】 [0040]
そのため、上述の様な試薬構成のバイオセンサにおいて、熱や水分の介在下、特に温度が30℃以上で湿度が80%以上の高温多湿環境下において、試薬層5に含まれる酵素蛋白や親水性高分子の一部などと、電子伝達体との還元反応が生じることにより発生し、経時的に上昇するバックグラウンド電流(ノイズ電流)を抑制することができるため、バイオセンサの性能が悪化することを防ぐことができる。 Therefore, in the biosensor of such reagents configuration described above, intervening of heat and moisture, particularly in hot and humid environment of humidity 80% or more at a temperature of 30 ° C. or higher, the enzyme proteins and hydrophilic contained in the reagent layer 5 and such a portion of the polymer, generated by the reduction reaction of the electron mediator occurs, since over time the background current rises (noise current) can be suppressed, the performance of the biosensor is deteriorated it is possible to prevent.
【0041】 [0041]
なお、試薬層5に含まれる金属塩としては、硫酸金属塩や硝酸金属塩などが特に効果的であり、例えば、硫酸金属塩、硫酸水素金属塩、亜硫酸金属塩、亜硫酸水素金属塩、あるいは次亜硫酸金属塩としては、硫酸アルミニウム、硫酸マグネシウム、硫酸亜鉛、硫酸アンチモン、硫酸インジウム、硫酸ウラニル、硫酸ウラン、硫酸カドミウム、硫酸カリウム、硫酸ガリウム、硫酸カルシウム、硫酸銀、硫酸クロム、硫酸コバルト、硫酸水素カリウム、硫酸ジルコニウム、硫酸水銀、硫酸すず、硫酸ストロンチウム、硫酸セシウム、硫酸セリウム、硫酸タリウム、硫酸チタン、硫酸鉄、硫酸銅、硫酸ナトリウム、硫酸鉛、硫酸ニッケル、硫酸ネオジム、硫酸バナジウム、硫酸パラジウム、硫酸バリウム、硫酸ビスマス、硫酸プラセオジム、硫酸ベ As the metal salt contained in the reagent layer 5, such as metal sulfate salts and metal nitrate is particularly effective, for example, metal sulfates, metal hydrogen sulfates, sulfites metal salts, bisulfite metal salt or the next, the sulfite metal salt, magnesium sulfate aluminum sulfate, zinc sulfate, antimony sulfate, indium sulfate, uranyl sulfate, potassium uranium sulfate, cadmium sulfate, sulfate, gallium sulfate, calcium sulfate, silver sulfate, chromium sulfate, cobalt sulfate, bisulfate potassium, zirconium sulfate, mercury sulfate, tin sulfate, strontium sulfate, cesium sulfate, cerium sulfate, thallium sulfate, titanium sulfate, sodium iron sulfate, copper sulfate, sulfuric acid, lead sulfate, nickel sulfate, neodymium sulfate, vanadium sulfate, palladium sulfate, barium sulfate, bismuth sulfate, praseodymium sulfate, sulfuric acid base リウム、硫酸マンガン、硫酸ランタン、硫酸リチウム、硫酸ルビジウム、硫酸アルミニウムカリウム、硫酸アルミニウムナトリウム、硫酸ウラニルカリウム、硫酸カリウムクロム、硫酸二ナトリウムマグネシウム、硫酸マグネシウム二カリウム、硫酸マンガンセシウム、硫酸ルビジウムアルミニウム、硫酸水素カリウム、硫酸水素ナトリウム、亜硫酸カリウム、亜硫酸カルシウム、亜硫酸ナトリウム、亜硫酸バリウム、亜硫酸ビスマス、次亜硫酸ナトリウム、亜硫酸水素カリウム、亜硫酸水素ナトリウムなどが、また、硝酸金属塩、硝酸水素金属塩、亜硝酸金属塩、亜硝酸水素金属塩、あるいは次亜硝酸金属塩としては、硝酸アルミニウム、硝酸マグネシウム、硝酸亜鉛、硫酸アンチモン、硝酸イッテルビウム、硝酸イットリウム、硝酸イ Potassium, potassium manganese sulfate, lanthanum sulfate, lithium sulfate, rubidium sulfate, aluminum sulfate, aluminum sodium sulfate, potassium sulfate uranyl, potassium chromate, disodium magnesium sulfate, magnesium potassium sulfate dihydrate, manganese cesium sulfate, rubidium aluminum, bisulfate potassium, sodium hydrogen sulfate, potassium sulfite, calcium sulfite, sodium sulfite, barium sulfite, sulfite bismuth, sodium hyposulfite, potassium hydrogen sulfite, etc. sodium bisulfite, also metal nitrate, nitric hydrogen a metal salt, a metal nitrite nitrite hydrogen metal salt or as the nitroxyl metal salt, aluminum nitrate, magnesium nitrate, zinc nitrate, antimony sulfate, ytterbium nitrate, yttrium nitrate, Lee ジウム、硝酸ウラニル、硝酸エルビウム、硝酸カドミウム、硝酸ガドリニウム、硝酸カリウム、硝酸カルシウム、硝酸銀、硝酸クロム、硝酸コバルト、硝酸サマリウム、硝酸ジルコニウム、硝酸ジスプロシウム、硝酸水銀、硝酸すず、硝酸ストロンチウム、硝酸セシウム、硝酸セリウム、硝酸タリウム、硝酸鉄、硝酸テルビウム、硝酸銅、硝酸トリウム、硝酸ナトリウム、硝酸鉛、硝酸ニッケル、硝酸ネオジム、硝酸パラジウム、硝酸バリウム、硝酸ビスマス、硝酸プラセオジウム、硝酸ベリリウム、硝酸ホルミウム、硝酸マンガン、硝酸ユウロピウム、硝酸ランタン、硝酸リチウム、硝酸ルテニウム、硝酸ルビジウム、硝酸ロジウム、硝酸タリウム水銀、亜硝酸カリウム、亜硝酸銀、亜硝酸カルシウム、亜硝酸ナトリウム、亜硝酸コバルト Indium, uranyl nitrate, erbium nitrate, cadmium nitrate, gadolinium nitrate, potassium nitrate, calcium nitrate, silver nitrate, chromium nitrate, cobalt nitrate, samarium nitrate, zirconium nitrate, dysprosium nitrate, mercury, nitrate tin, strontium nitrate, cesium nitrate, cerium nitrate , thallium nitrate, iron nitrate, terbium nitrate, copper nitrate, nitrate thorium, sodium nitrate, lead nitrate, nickel nitrate, neodymium nitrate, palladium nitrate, barium nitrate, bismuth nitrate, praseodymium nitrate, beryllium nitrate, holmium nitrate, manganese nitrate, nitrate europium, lanthanum nitrate, lithium nitrate, ruthenium nitrate, rubidium nitrate, rhodium nitrate, thallium nitrate mercury, potassium nitrite, silver nitrite, calcium nitrite, sodium nitrite, nitrous acid cobalt カリウム、亜硝酸コバルトナトリウム、次亜硝酸ナトリウムなどがあげられる。 Potassium nitrite cobalt sodium, nitroxyl sodium and the like.
【0042】 [0042]
また、これらの金属塩の中でも、特に硫酸マグネシウム、硫酸カルシウム、硝酸マグネシウム、硝酸カルシウムは吸湿防止効果が高く好適である。 Further, among these metal salts, particularly magnesium sulfate, calcium sulfate, magnesium nitrate, calcium nitrate is preferably highly moisture absorption preventing effect.
なお、これら金属塩の添加量は、試薬溶液濃度として0.1〜500mMが適当であり、より好適には1〜50mMである。 The addition amount of these metal salts are 0.1~500mM is suitable as a reagent solution concentration, more preferably a 1-50 mM.
【0043】 [0043]
なお、本発明の実施の形態1、2では、上記試薬層5中に、糖アルコール、金属塩をそれぞれ添加した例を説明したが、さらにはそれらを組み合わせることでも同様の効果が得られる。 In the first and second embodiments of the present invention, in the reagent layer 5, a sugar alcohol, a description has been given of an example of adding each metal salt, a similar effect can be obtained by combining them.
また、前記実施の形態1、2の試薬中に含まれる酵素としては、グルコースオキシダーゼ、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、ビリルビンオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、ラクテートデヒドロゲナーゼなどを、電子伝達体としてはフェリシアン化カリウム、p−ベンゾキノンおよびその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセンおよびその誘導体などを用いることができる。 As the enzyme contained in the reagent of the first and second embodiments, the glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, etc., electron transfer the body can be used potassium ferricyanide, p- benzoquinone and its derivatives, phenazine methosulfate, methylene blue, and ferrocene and derivatives thereof.
【0044】 [0044]
また、本発明の実施の形態1、2では、試薬層5中に親水性高分子を含むものについて説明したが、このように、試薬層5中に親水性高分子を含むことにより、試薬溶液に粘性を持たせ、電極への試薬形成を容易に均質にするとともに、電極と試薬との密着性を高める効果も得られる。 Further, in the first and second embodiments of the present invention has been described to include a hydrophilic polymer in the reagent layer 5, Thus, by containing a hydrophilic polymer in the reagent layer 5, the reagent solution viscous to have a, with a reagent forming the electrodes to facilitate homogeneous, there is also an effect to improve the adhesion between the electrode and the reagent. さらに、試薬乾燥後の試薬結晶状態も、親水性高分子を含むことでムラなく均質となり、高精度なバイオセンサを作製することが可能になる。 Furthermore, the reagent crystalline state after reagent drying also evenly becomes homogeneous by including a hydrophilic polymer, it is possible to produce a highly accurate biosensor.
【0045】 [0045]
以上のような目的で使用する親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキシエチルセルロース、カルボキシメチルエチルセルロール、ポリビニルアルコール、ポリビニルピロリドン、ポリリジン等のポリアミノ酸、ポリスチレンスルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、アクリル酸およびその塩、メタクリル酸およびその塩、スターチおよびその誘導体、無水マレイン酸およびその塩、アガロースゲルおよびその誘導体などがあげられる。 The hydrophilic polymer used in the above-described object, carboxymethyl cellulose, hydroxyethyl cellulose, hydroxypropyl cellulose, methyl cellulose, ethyl cellulose, ethyl hydroxyethyl cellulose, carboxymethyl ethyl cellulose, polyvinyl alcohol, polyvinyl pyrrolidone, polyamino acids polylysine , polystyrene sulfonate, gelatin and its derivatives, acrylic acid and its salts, methacrylic acid and its salts, starch and its derivatives, maleic acid and salts thereof anhydrides, such as agarose gel and derivatives thereof.
【0046】 [0046]
また、本発明の実施の形態1、2では、前述した試薬層5が、電極上に設けられるものとして説明をしたが、具体的には、電極上の全面もしくは一部に試薬層5を配置することができ、また、それ以外にも、バイオセンサの性能を悪化させることのない範囲内、すなわち、試薬層中の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が設けられるよう,試薬層5を配置してもよい。 Further, in the first and second embodiments of the present invention, arranged a reagent layer 5 described above, has been described as those provided on the electrode, specifically, the reagent layer 5 on the entire surface or a part of the electrode it can be, also, besides that, within the scope that does not worsen the performance of the biosensor, i.e., so that the electrode is provided in the diffusion area reagent in the reagent layer diffuses dissolved in the sample solution it may be placed a reagent layer 5.
【0047】 [0047]
【実施例】 【Example】
(実施例1) (Example 1)
ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁基板上に、スパッタリング蒸着により前記絶縁基板の表面全面に約10nmの厚みのパラジウム薄膜を形成した後、YAGレーザにより、前記薄膜の一部にスリットを設けることにより、測定電極、対電極、および検知電極に、電極を分割形成した。 On an insulating substrate made of polyethylene terephthalate, after forming a palladium thin film having a thickness of approximately 10nm on the entire surface of the insulating substrate by sputtering deposition, by YAG laser, by providing a slit in a part of the thin film, measurement electrode, the counter electrode and sensing electrodes were divided form electrodes. その上に酵素(グルコースオキシターゼ)、電子伝達体(フェリシアン化カリウム)、親水性高分子(カルボキシメチルセルロース)、および糖アルコールを含んだ水溶液を前記測定電極を中心にして対電極ならびに検知電極の一部を覆うように円状に滴下し、乾燥させることで試薬層を形成した。 Enzyme (glucose oxidase) thereon, the electron carrier (potassium ferricyanide), a part of the hydrophilic polymer (carboxymethylcellulose), and the aqueous solution containing the sugar alcohols and around the measurement electrode pair electrode and sensing electrodes It was added dropwise to a circular shape so as to cover, to form a reagent layer by drying. さらにその上からポリエチレンテレフタレートからなる切欠部を有するスペーサと、同じくポリエチレンテレフタレートからなる空気孔を有するカバーとを貼り合わせることで、血液が導かれる毛細管となるキャビティが形成された3電極方式の血糖値測定センサを作製した。 Moreover a spacer having a cutout portion formed of polyethylene terephthalate thereon, also by bonding the cover having an air hole made of polyethylene terephthalate, the blood glucose level of three-electrode type in which the cavity to be capillary blood is introduced is formed to produce a measurement sensor.
【0048】 [0048]
図2は試薬溶液中に糖アルコールとしてラクチトールを添加した場合のセンサ応答特性を示すものであり、試料液が全血で、ラクチトール濃度を変化させた場合を4種類示すものである。 Figure 2 shows the sensor response characteristics in the case where the addition of lactitol as a sugar alcohol in the reagent solution, the sample solution in whole blood, illustrates four different case of changing the lactitol concentration. また、図3は同様に糖アルコールとしてマルチトールを添加した場合で、マルチトール濃度を4種類に変化させたセンサの応答特性を示すものである。 Further, FIG. 3 shows a similarly in case of adding maltitol as a sugar alcohol, the response characteristic of the sensor with varying concentration of maltitol to four. なお、ここでは糖アルコールの添加濃度(試薬水溶液としての濃度)を0としたものを従来センサとして取り扱い、5、10、25、50mMとしたものを本願のセンサとして用いた。 Incidentally, it was used to handle what was zero concentration of added sugar alcohol (concentration as a reagent solution) as a conventional sensor, what was 5,10,25,50mM as a sensor of the present application herein.
【0049】 [0049]
また、図4はこのようにして作製したセンサを用いて過酷環境下(温度30℃、湿度80%での曝露)でのバックグラウンド電流の経時的な変化を測定したものである。 Further, FIG. 4 is a graph of measurement of the temporal change of the background current in harsh environments using a sensor manufactured in this way (temperature 30 ° C., exposure at 80% humidity). 試料液としてはグルコースを含まない精製水を用いた。 As a sample solution using the purified water without glucose. また、図5には試料液としてグルコース濃度が80mg/dLに調整された全血を用いた場合の経時的なセンサ応答値の変化を示す。 Further, in FIG. 5 shows the change over time in the sensor response value in the case of using whole blood glucose concentration as a sample solution was adjusted to 80 mg / dL. 何れの場合も、測定時期は、センサ作製直後(0時間)、作製後6時間、12時間、24時間後の、計4ポイントである。 In either case, the measurement timing, the sensor immediately after preparation (0 hours), 6 hours after the preparation, 12 hours, after 24 hours, a total of 4 points.
【0050】 [0050]
電流測定条件は、試料液がキャビティ内に充填されたのを確認した後、25秒間酵素反応を促進し、その後、測定電極と対電極および検出電極間に0.2Vの電圧を印加し、その5秒後に得られた電流値を測定した。 Current measurement conditions, after the sample solution was confirmed to have been filled in the cavity, promote the 25 seconds the enzyme reaction, then, a voltage of 0.2V was applied between the measuring electrode and the counter electrode and the detection electrode, the current values ​​obtained after 5 seconds was measured. なお、ここでは検知電極も対電極の一部として用いた。 Here, we used as part of the detection electrode be the counter electrode.
また、測定回数nは各濃度および測定時期ごとにn=10であり、図中にはその平均値をプロットしてある。 The measurement number n is n = 10 for each concentration and the measurement time, in the figure are plotted the average value.
【0051】 [0051]
先に示した図2から明らかなように、糖アルコールであるラクチトールを添加したセンサ応答特性は、糖アルコールを含まない従来センサに比べ、特にグルコース濃度が400mg/dL以上の高濃度域で高応答値傾向を示しており、回帰式の良好な(切片が小さく傾きの大きい)優れた応答特性が得られていることがわかる。 As apparent from FIG. 2 indicated above, the sensor response characteristics with the addition of lactitol is a sugar alcohol, as compared with the conventional sensor which does not include sugar alcohols, especially glucose concentration high response at 400 mg / dL or more high density region represents the value tendency, it is found that a good (intercept large inclination smaller) excellent response characteristic of the regression equation is obtained.
【0052】 [0052]
また、図3から明らかなように、糖アルコールとしてマルチトールを用いた場合にも、前述のラクチトールを用いた場合と同様に、優れた応答特性が得られていることがわかる。 Moreover, as is clear from FIG. 3, in the case of using a maltitol as a sugar alcohol, as in the case of using the lactitol described above, it can be seen that provides excellent response characteristics.
【0053】 [0053]
また、図4および図5から明らかなように、これらの糖アルコールの添加されたセンサにおいては、高温高湿度下の曝露環境下でのバックグラウンド電流の増加が効率的に抑制され、センサ応答値の経時的な変化が少ない優れた保存安定性が得られていることがわかる。 Further, as apparent from FIGS. 4 and 5, these in the added sensor sugar alcohol, an increase of background current under the exposure under high temperature and humidity are effectively suppressed, the sensor response value it can be seen that excellent storage stability is small changes over time is obtained.
【0054】 [0054]
(実施例2) (Example 2)
実施例1と同様な手順により血糖値測定センサを作製した。 To produce a blood glucose measurement sensor according to the same procedure as in Example 1. なお、ここでは、バックグラウンド電流の経時的な上昇を抑制するための添加剤として、糖アルコールの代わりに、硫酸金属塩である、硫酸マグネシウムを添加した。 Here, as an additive for suppressing temporal increase of background current, in place of the sugar alcohol, a metal sulfate salt, doped with magnesium sulfate.
【0055】 [0055]
図6はこのようにして作製したセンサを用いて過酷環境下(温度30℃、湿度80%での曝露)でのバックグラウンド電流の経時的な変化を測定したものであり、試料液としてはグルコースを含まない精製水を用いた。 Figure 6 is harsh environments using a sensor manufactured in this way (temperature 30 ° C., exposure at 80% humidity) is obtained by measuring the temporal change in the background current, the glucose as a sample solution with purified water containing no. また、図7には、試料液としてグルコース濃度が80mg/dLに調整された全血を用いた場合の経時的なセンサ応答値の変化を示す。 Further, FIG. 7 shows the change over time in the sensor response value in the case of using whole blood glucose concentration as a sample solution was adjusted to 80 mg / dL.
何れの場合も、測定時期はセンサ作製直後(0時間)、作製後6時間、12時間、24時間後の、計4ポイントである。 In either case, immediately after the measurement timing sensor prepared (0 hr), 6 hours after the preparation, 12 hours, after 24 hours, a total of 4 points.
なお、電流測定条件および測定回数nは、実施例1と同様である。 The current measurement conditions and measurement number n are the same as in Example 1.
【0056】 [0056]
図6および図7から明らかなように、硫酸金属塩の添加されたセンサにおいても、実施例1の糖アルコールと同様に、高温高湿度下の曝露環境下でのバックグラウンド電流の増加が抑制され、センサ応答値の経時的な変化が少ない優れた保存安定性が得られていることがわかる。 As is apparent from FIGS. 6 and 7, also in the added sensor metal sulfate, like the sugar alcohol of Example 1, an increase of background current under the exposure environment of high temperature and high humidity is suppressed it can be seen that excellent storage stability is less temporal change in the sensor response value is obtained.
【0057】 [0057]
なお、前記実施例1、2は血液中のグルコース濃度を測定するバイオセンサについて示したが、測定対象とする試料液、物質、およびバイオセンサの形式はこれに限定されるものではなく、例えば、対象試料液としては血液以外にも生体試料液として唾液、細胞間質液、尿や汗などを、また、食品や飲料水などをも用いることができる。 Incidentally, the Examples 1 and 2 showed biosensor for measuring glucose concentration in blood, the sample solution to be measured, material, and type of the biosensor is not limited to this, for example, saliva as a biological sample fluid in addition to the blood as a target sample solution, cellular interstitial fluid, etc. urine and sweat, and food and drinking water may also be used. また、対象物質としては、グルコース以外にも乳酸、コレステロール、尿酸、アスコルビン酸、ビリルビンなどを用いることができる。 As the target substance, it can be used lactic acid in addition to glucose, cholesterol, uric acid, ascorbic acid, bilirubin and the like. また、前記実施例1、2においては、電流測定方式として、図1で示した、測定電極2、対電極3、検知電極4からなる3電極方式を用いたが、その他、測定電極、対電極のみからなる2電極方式などがあり、何れの方式を用いてもよい。 Further, in the above described Examples 1 and 2, as the current measuring scheme, shown in FIG. 1, the measurement electrode 2, counter electrode 3, but using a three electrode system consisting of the detection electrode 4, other measuring electrode, a counter electrode include 2-electrode system consisting only, it may be used any method. なお、3電極方式の方が2電極方式より正確な測定が可能である。 Note that it is possible 3/5 electrode method is accurate measurement than two electrode system.
【0058】 [0058]
また、本実施例では、バイオセンサとして酵素センサを例に挙げて説明したが、本発明は、試料液中の特定物質と特異的に反応する分子識別素子として酵素以外に抗体、微生物、DNA、RNAなどを利用するバイオセンサにも、同様に適応することができる。 Further, in this embodiment, has been described as an example an enzyme sensor as a biosensor, the present invention is an antibody other than the enzyme as a specific substance and molecular recognition elements that specifically react in a sample solution, a microorganism, DNA, even biosensors utilizing RNA, etc., can be adapted similarly.
【0059】 [0059]
【発明の効果】 【Effect of the invention】
以上のように、本発明のバイオセンサによれば、絶縁性基板上に設けられた少なくとも測定電極と対電極からなる電極を用い、試料液中の測定対象物質と、上記電極上、またはその近傍に形成された少なくとも酵素、及び電子伝達体からなる試薬層との反応により得られる電流値から、該測定対象物質の含有量を計測するバイオセンサにおいて、上記試薬層中に糖アルコールを含むものとしたので、試薬中に糖アルコールを添加するという簡易な手法を用いることで酵素反応等を阻害することなく、経時的なバックグラウンド電流の上昇を抑制することができ、さらには、血液中に存在する様々な共雑物質との不必要な反応も併せて抑制できるため、直線性の良好な、センサ個々のバラツキが少ない高性能なバイオセンサを提供することがで As described above, according to the biosensor of the present invention, using an electrode comprising at least the measurement electrode and a counter electrode provided on the insulating substrate, and the measurement substance in the sample liquid, the electrode on or near the at least an enzyme, and the current value obtained by the reaction between the reagent layer formed of an electron mediator is formed, in the biosensor for measuring the content of the analyte, and those containing sugar alcohol to the reagent layer since the, without inhibiting the enzymatic reaction or the like by using a simple method of adding a sugar alcohol in the reagent, it is possible to suppress an increase with time in background current, further, present in the blood various Kyozatsu since it unnecessary reactions together suppression of the material, to provide a good, high performance biosensor sensor individual variation is small linearity of るという効果が得られる。 The effect is obtained that that.
【0060】 [0060]
また、本発明のバイオセンサによれば、絶縁性基板上に設けられた少なくとも測定電極と対電極からなる電極を用い、試料液中の測定対象物質と、上記電極上、またはその近傍に形成された少なくとも酵素、及び電子伝達体からなる試薬層との反応により得られる電流値から、該測定対象物質の含有量を計測するバイオセンサにおいて、上記試薬層中に金属塩を含むものとしたので、試薬中に金属塩を添加するという簡易な手法を用いることで、酵素反応等を阻害することなく、経時的なバックグラウンド電流の上昇を抑制することができるという効果が得られる。 Further, according to the biosensor of the present invention, using an electrode comprising at least the measurement electrode and a counter electrode provided on the insulating substrate, and the measurement substance in the sample liquid, on the electrodes, or formed near its at least an enzyme, and the current value obtained by the reaction between the reagent layer formed of an electron mediator was, in the biosensor for measuring the content of the analyte, since to include a metal salt to the reagent layer, by using a simple method of adding a metal salt in the reagent, without inhibiting the enzymatic reaction or the like, the effect is obtained that the increase with time in background current can be suppressed.
【0061】 [0061]
また、本発明のバイオセンサによれば、上記試薬層に親水性高分子を含むものとしたので、親水性高分子を含むことで電極面への均質な試薬形成を容易にし、試薬層内において各々の物質が均質な分散状態になることを促進することができる。 Further, according to the biosensor of the present invention, since to include a hydrophilic polymer in the reagent layer, to facilitate uniform reagent formation on the electrode surface by including a hydrophilic polymer, in the reagent layer it is possible to facilitate the respective substance is homogeneous dispersion state. また、均質な試薬形成を実現できることにより、センサ個々のバラツキが少ない高性能なバイオセンサを提供することができるという効果が得られる。 Further, the ability to achieve a homogeneous reagent formation, there is an advantage that it is possible to provide a high-performance bio-sensor sensor individual variability is low.
【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS
【図1】バイオセンサの分解斜視図の一例である。 1 is an example of an exploded perspective view of the biosensor.
【図2】実施例1において、試薬溶液中に糖アルコールとしてラクチトールを添加した場合のセンサ応答特性を示す図である。 In Figure 2 Example 1 is a diagram showing the sensor response characteristics in the case where the addition of lactitol as a sugar alcohol in the reagent solution.
【図3】実施例1において、試薬溶液中に糖アルコールとしてマルチトールを添加した場合のセンサ応答特性を示す図である。 In Figure 3 Example 1 is a diagram showing the sensor response characteristics in the case where the addition of maltitol as a sugar alcohol in the reagent solution.
【図4】実施例1において、試料液として精製水を用いた場合の過酷環境下でのバックグラウンド電流の上昇を示す図である。 In Figure 4 Example 1 is a diagram showing an increase of background current in harsh environments when using purified water as a sample solution.
【図5】実施例1において、試料液として全血を用いた場合の過酷環境下での全血応答値の上昇を示す図である。 In Figure 5 Example 1 is a diagram showing an increase in whole blood response value in harsh environment in the case of using whole blood as a sample solution.
【図6】実施例2において、試料液として精製水を用いた場合の過酷環境下でのバックグラウンド電流の上昇を示す図である。 In Figure 6 Example 2 is a diagram showing the increase of background current in harsh environments when using purified water as a sample solution.
【図7】実施例2において、試料液として全血を用いた場合の過酷環境下での全血応答値の上昇を示す図である。 In [7] Example 2 illustrates the increase in whole blood response value in harsh environment in the case of using whole blood as a sample solution.
【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS
1 絶縁性基板2 測定電極3 対電極4 検知電極5 試薬層6 スペーサ7 切り欠け部8 カバー9 空気孔10 リード(測定電極) 1 insulating substrate 2 measuring electrode 3 counter electrode 4 detection electrode 5 reagent layer 6 spacer 7 cutting chipping unit 8 cover 9 air hole 10 leads (measuring electrode)
11 リード(対電極) 11 Lead (counterelectrode)
12 リード(検知電極) 12-lead (detection electrode)

Claims (5)

  1. 絶縁基板上に作用極と対極からなる電極と、少なくとも酵素及び電子伝達体とを含む試薬層とを備え、試料溶液中の特定物質の濃度を計測するバイオセンサにおいて、 An electrode consisting of a working electrode and a counter electrode on an insulating substrate, and a reagent layer containing at least an enzyme and an electron carrier in the biosensor for measuring the concentration of a specific substance in a sample solution,
    前記試薬層は、さらに 、マルチトール、キシリトール、還元パラチノース、アラビニトール、ガラクチトール、セドヘプチトール、ペルセイトール、ボレミトール、スチラシトール、ポリガリトール、イジトール、タリトール、アリトール、イシリトール、還元澱粉糖化物のいずれか、またはその組み合わせである糖アルコールを含むことを特徴とするバイオセンサ。 The reagent layer further maltitol, xylitol, reduced palatinose, arabinitol, galactitol, Sedohepuchitoru, perseitol, volemitol, scan flyers Torr Porigaritoru, iditol, talitol, allitol, Ishiritoru, either hydrogenated starch hydrolyzate, or biosensor characterized in that it comprises a sugar alcohol is a combination.
  2. 請求項に記載のバイオセンサにおいて、 In the biosensor of claim 1,
    前記試薬層が、前記電極上、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が配置されるよう,形成されることを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor wherein the reagent layer is a reagent of the upper electrode, or the reagent layer so that the electrodes are disposed in a diffusion area for diffusing dissolved in a sample solution, which is formed, characterized the Turkey.
  3. 絶縁基板上に作用極と対極からなる電極と、少なくとも酵素及び電子伝達体とを含む試薬層とを備え、試料溶液中の特定物質の濃度を計測するバイオセンサにおいて、 An electrode consisting of a working electrode and a counter electrode on an insulating substrate, and a reagent layer containing at least an enzyme and an electron carrier in the biosensor for measuring the concentration of a specific substance in a sample solution,
    前記試薬層は、さらに、硫酸亜鉛、硫酸カリウム、硫酸水素カリウム、硫酸銅、硫酸ナトリウム、硫酸鉛、硫酸ニッケル、硫酸アルミニウムカリウム、硫酸アルミニウムナトリウム、硫酸水素カリウム、硫酸水素ナトリウム、亜硫酸カリウム、亜硫酸ナトリウム、次亜硫酸ナトリウム、亜硫酸水素カリウム、亜硫酸水素ナトリウム、硝酸亜鉛、硝酸カリウム、硝酸銅、硝酸ナトリウム、硝酸鉛、硝酸ニッケル、亜硝酸カリウム、亜硝酸ナトリウム、次亜硝酸ナトリウムのいずれか、またはその組み合わせである金属塩を含むことを特徴とするバイオセンサ。 The reagent layer further sulfuric acid zinc, potassium sulfate, potassium hydrogen sulfate, copper sulfate, sodium sulfate, lead sulfate, nickel sulfate, potassium aluminum sulfate, sodium aluminum sulfate, potassium hydrogen sulfate, sodium hydrogen sulfate, potassium sulfite, sodium sulfite, sodium hyposulfite, potassium bisulfite, sodium bisulfite, nitric acid, zinc, potassium nitrate acid, copper nitrate, sodium nitrate, lead nitrate, nickel nitrate, potassium nitrite, sodium nitrite, either nitroxyl sodium, or biosensor characterized in that it comprises a metal salt combinations thereof.
  4. 請求項に記載のバイオセンサにおいて、 In the bio-sensor according to claim 3,
    前記試薬層が、前記電極上、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が配置されるよう,形成されることを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor wherein the reagent layer is a reagent of the upper electrode, or the reagent layer so that the electrodes are disposed in a diffusion area for diffusing dissolved in a sample solution, which is formed, characterized the Turkey.
  5. 請求項1から請求項のいずれかに記載のバイオセンサにおいて、 In biosensor according to any one of claims 1 to 4,
    前記試薬層が、さらに親水性高分子を含むことを特徴とするバイオセンサ。 Biosensor, wherein the reagent layer further containing a hydrophilic polymer.
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