JPH1144667A - バイオセンサ - Google Patents
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- JPH1144667A JPH1144667A JP9201620A JP20162097A JPH1144667A JP H1144667 A JPH1144667 A JP H1144667A JP 9201620 A JP9201620 A JP 9201620A JP 20162097 A JP20162097 A JP 20162097A JP H1144667 A JPH1144667 A JP H1144667A
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- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/26—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving oxidoreductase
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- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
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- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
- C12Q1/004—Enzyme electrodes mediator-assisted
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
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- Pathology (AREA)
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
(57)【要約】
【課題】 血液中で基質と共存する赤血球による影響を
抑制し、基質を高精度に定量できるバイオセンサを提供
する。 【解決手段】 電気絶縁性の基板上に形成された作用極
および対極を含む電極系と、少なくとも親水性高分子と
酸化還元酵素および電子受容体を含む反応層とを具備す
るバイオセンサにおいて、前記電子受容体としてナトリ
ウム塩を用いる。
抑制し、基質を高精度に定量できるバイオセンサを提供
する。 【解決手段】 電気絶縁性の基板上に形成された作用極
および対極を含む電極系と、少なくとも親水性高分子と
酸化還元酵素および電子受容体を含む反応層とを具備す
るバイオセンサにおいて、前記電子受容体としてナトリ
ウム塩を用いる。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、生体試料中の特定
成分を定量するためのバイオセンサに関する。
成分を定量するためのバイオセンサに関する。
【０００２】
【従来の技術】従来、試料中の特性成分について、試料
液の希釈や攪拌などを行うことなく簡易に定量しうる方
式として、次のようなバイオセンサが開示されている
（特開平３−２０２７６４号公報）。このバイオセンサ
は、電気絶縁性の基板上にスクリーン印刷等の方法で作
用極および対極からなる電極系を形成し、上記電極系上
に親水性高分子と酸化還元酵素および電子受容体からな
る酵素反応層を形成したものである。
液の希釈や攪拌などを行うことなく簡易に定量しうる方
式として、次のようなバイオセンサが開示されている
（特開平３−２０２７６４号公報）。このバイオセンサ
は、電気絶縁性の基板上にスクリーン印刷等の方法で作
用極および対極からなる電極系を形成し、上記電極系上
に親水性高分子と酸化還元酵素および電子受容体からな
る酵素反応層を形成したものである。
【０００３】このようにして作成したバイオセンサの酵
素反応層上に、基質を含む試料液を滴下すると、酵素反
応層が溶解し、基質と酵素が反応して基質が酸化され、
これに伴い電子受容体が還元される。酵素反応終了後、
この還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、得ら
れる酸化電流値から試料液中の基質濃度を求めることが
できる。このようなバイオセンサでは、種々の酸化還元
酵素を用いることにより、様々な基質を定量することが
可能である。
素反応層上に、基質を含む試料液を滴下すると、酵素反
応層が溶解し、基質と酵素が反応して基質が酸化され、
これに伴い電子受容体が還元される。酵素反応終了後、
この還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、得ら
れる酸化電流値から試料液中の基質濃度を求めることが
できる。このようなバイオセンサでは、種々の酸化還元
酵素を用いることにより、様々な基質を定量することが
可能である。
【０００４】バイオセンサの一例として、グルコースセ
ンサについて説明する。電気化学的にグルコースを定量
する方法としては、グルコースオキシダーゼ（ＥＣ１．
１．３．４）と酸素電極あるいは過酸化水素電極とを組
み合わせた方式が一般的に知られている（例えば、鈴木
周一編「バイオセンサー」講談社）。グルコースオキシ
ダーゼは、酸素を電子受容体として、基質であるβ−Ｄ
−グルコースをＤ−グルコノ−δ−ラクトンに選択的に
酸化する。この反応に伴い、酸素は過酸化水素に還元さ
れる。このときの酸素消費量を酸素電極によって測定す
るか、または過酸化水素の生成量を過酸化水素電極によ
って測定することによって、グルコースを定量すること
ができる。
ンサについて説明する。電気化学的にグルコースを定量
する方法としては、グルコースオキシダーゼ（ＥＣ１．
１．３．４）と酸素電極あるいは過酸化水素電極とを組
み合わせた方式が一般的に知られている（例えば、鈴木
周一編「バイオセンサー」講談社）。グルコースオキシ
ダーゼは、酸素を電子受容体として、基質であるβ−Ｄ
−グルコースをＤ−グルコノ−δ−ラクトンに選択的に
酸化する。この反応に伴い、酸素は過酸化水素に還元さ
れる。このときの酸素消費量を酸素電極によって測定す
るか、または過酸化水素の生成量を過酸化水素電極によ
って測定することによって、グルコースを定量すること
ができる。
【０００５】しかし、上記の方法では、測定対象によっ
ては溶存酸素濃度の影響を大きく受け、また酸素のない
条件下では測定自体が不可能となる。そこで、酸素を電
子受容体として用いず、フェリシアン化合物、フェロセ
ン誘導体、キノン誘導体などの有機化合物や金属錯体を
電子受容体として用いる新しいタイプのグルコースセン
サが開発されている。このタイプのバイオセンサでは、
既知量のグルコースオキシダーゼと電子受容体を安定な
状態で電極上に担持させることが可能となり、電極系と
反応層を乾燥状態に近い状態で一体化することができ
る。このようなバイオセンサは、使い捨て型であり、ま
た測定器に挿入されたセンサチップに検体試料を導入す
るだけで容易に基質濃度の測定が行えることから、近年
多くの注目を集め、各種医療機関においての診断指針に
有効に活用されている。
ては溶存酸素濃度の影響を大きく受け、また酸素のない
条件下では測定自体が不可能となる。そこで、酸素を電
子受容体として用いず、フェリシアン化合物、フェロセ
ン誘導体、キノン誘導体などの有機化合物や金属錯体を
電子受容体として用いる新しいタイプのグルコースセン
サが開発されている。このタイプのバイオセンサでは、
既知量のグルコースオキシダーゼと電子受容体を安定な
状態で電極上に担持させることが可能となり、電極系と
反応層を乾燥状態に近い状態で一体化することができ
る。このようなバイオセンサは、使い捨て型であり、ま
た測定器に挿入されたセンサチップに検体試料を導入す
るだけで容易に基質濃度の測定が行えることから、近年
多くの注目を集め、各種医療機関においての診断指針に
有効に活用されている。
【０００６】
【発明が解決しようとする課題】上記したように、反応
層中に含まれる電子受容体には、フェリシアン化合物、
フェロセン誘導体、キノン誘導体などの有機化合物や金
属錯体などが用いられており、とくにそのカリウム塩が
用いられる。しかしながら、生理的濃度以上のカリウム
イオンは、赤血球の状態維持に影響を及ぼすため、赤血
球の崩壊が生じ、血液試料に対するセンサの応答性の低
下を引き起こす。そのため、血液中の基質濃度が同じ場
合でも、血液試料中の赤血球量が異なるとセンサの応答
特性に差が生じる場合があった。本発明は、血液中で基
質と共存する赤血球による影響を抑制し、基質を高精度
に定量できるバイオセンサを提供することを目的とす
る。
層中に含まれる電子受容体には、フェリシアン化合物、
フェロセン誘導体、キノン誘導体などの有機化合物や金
属錯体などが用いられており、とくにそのカリウム塩が
用いられる。しかしながら、生理的濃度以上のカリウム
イオンは、赤血球の状態維持に影響を及ぼすため、赤血
球の崩壊が生じ、血液試料に対するセンサの応答性の低
下を引き起こす。そのため、血液中の基質濃度が同じ場
合でも、血液試料中の赤血球量が異なるとセンサの応答
特性に差が生じる場合があった。本発明は、血液中で基
質と共存する赤血球による影響を抑制し、基質を高精度
に定量できるバイオセンサを提供することを目的とす
る。
【０００７】
【課題を解決するための手段】上記課題に鑑み、本発明
は、電気絶縁性の基板上に形成された作用極および対極
を含む電極系と、少なくとも親水性高分子と酸化還元酵
素および電子受容体を含む反応層とを具備するバイオセ
ンサにおいて、前記電子受容体としてナトリウム塩を用
いる。
は、電気絶縁性の基板上に形成された作用極および対極
を含む電極系と、少なくとも親水性高分子と酸化還元酵
素および電子受容体を含む反応層とを具備するバイオセ
ンサにおいて、前記電子受容体としてナトリウム塩を用
いる。
【０００８】
【発明の実施の形態】ナトリウム塩が試料液に溶解して
生じるナトリウムイオンは、血液中の赤血球の形態を崩
壊させる作用が小さい。そのため、電子受容体にナトリ
ウム塩を用いると、センサの応答特性が、血液中の赤血
球量の差に影響されるのを抑制することができる。この
ようなナトリウム塩としては、フェリシアン化ナトリウ
ムやβ−ナフトキノン−４−スルホン酸ナトリウムなど
がある。
生じるナトリウムイオンは、血液中の赤血球の形態を崩
壊させる作用が小さい。そのため、電子受容体にナトリ
ウム塩を用いると、センサの応答特性が、血液中の赤血
球量の差に影響されるのを抑制することができる。この
ようなナトリウム塩としては、フェリシアン化ナトリウ
ムやβ−ナフトキノン−４−スルホン酸ナトリウムなど
がある。
【０００９】本発明は、血液中に含まれる成分を定量す
るために利用することができるので、酸化還元酵素とし
ては、グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲ
ナーゼ、アルコールオキシダーゼ、アルコールデヒドロ
ゲナーゼ、コレステロールオキシダーゼ、コレステロー
ルデヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダーゼ、乳酸デヒドロ
ゲナーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼおよびビリルビ
ンオキシダーゼなどを用いることができる。このような
酵素を用いることにより、グルコースセンサ、アルコー
ルセンサ、コレステロールセンサ、乳酸センサ、アスコ
ルビン酸センサ、ビリルビンセンサなどを構成すること
ができる。
るために利用することができるので、酸化還元酵素とし
ては、グルコースオキシダーゼ、グルコースデヒドロゲ
ナーゼ、アルコールオキシダーゼ、アルコールデヒドロ
ゲナーゼ、コレステロールオキシダーゼ、コレステロー
ルデヒドロゲナーゼ、乳酸オキシダーゼ、乳酸デヒドロ
ゲナーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼおよびビリルビ
ンオキシダーゼなどを用いることができる。このような
酵素を用いることにより、グルコースセンサ、アルコー
ルセンサ、コレステロールセンサ、乳酸センサ、アスコ
ルビン酸センサ、ビリルビンセンサなどを構成すること
ができる。
【００１０】また、基板上に形成された電極系表面を酵
素類などから保護するために、電極系を親水性高分子で
被覆するのが好ましい。このような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、カルボキシ
エチルメチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリ
ビニルアルコール、ゼラチン及びその誘導体、アクリル
酸及びその塩やメタクリル酸及びその塩の重合体、でん
ぷんおよびその誘導体、無水マレイン酸及びその塩の重
合体から選ばれる少なくとも一種が用いられる。酸化電
流値の測定方法としては、測定極と対極のみの二電極方
式と、参照極を加えた三電極方式があり、三電極方式の
方がより正確な測定が可能である。
素類などから保護するために、電極系を親水性高分子で
被覆するのが好ましい。このような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、カルボキシ
エチルメチルセルロース、ポリビニルピロリドン、ポリ
ビニルアルコール、ゼラチン及びその誘導体、アクリル
酸及びその塩やメタクリル酸及びその塩の重合体、でん
ぷんおよびその誘導体、無水マレイン酸及びその塩の重
合体から選ばれる少なくとも一種が用いられる。酸化電
流値の測定方法としては、測定極と対極のみの二電極方
式と、参照極を加えた三電極方式があり、三電極方式の
方がより正確な測定が可能である。
【００１１】
【実施例】以下に、具体的な実施例を挙げて、本発明を
より詳細に説明する。図１は、本発明によるバイオセン
サの反応層を除いた分解斜視図である。ポリエチレンテ
レフタレートからなる電気絶縁性の基板１上に、スクリ
ーン印刷で銀ペーストを印刷し、リード２、３を形成し
ている。次いで、樹脂バインダーを含む導電性カーボン
ペーストを基板１上に印刷して作用極４を形成してい
る。この作用極４は、リード２と接触している。さら
に、この基板１上に、絶縁性ペーストを印刷して絶縁層
６を形成している。絶縁層６は、作用極４の外周部を覆
っており、これにより作用極４の露出部分の面積を一定
に保っている。そして、樹脂バインダーを含む導電性カ
ーボンペーストをリード３と接触するように基板１上に
印刷してリング状の対極５を形成している。
より詳細に説明する。図１は、本発明によるバイオセン
サの反応層を除いた分解斜視図である。ポリエチレンテ
レフタレートからなる電気絶縁性の基板１上に、スクリ
ーン印刷で銀ペーストを印刷し、リード２、３を形成し
ている。次いで、樹脂バインダーを含む導電性カーボン
ペーストを基板１上に印刷して作用極４を形成してい
る。この作用極４は、リード２と接触している。さら
に、この基板１上に、絶縁性ペーストを印刷して絶縁層
６を形成している。絶縁層６は、作用極４の外周部を覆
っており、これにより作用極４の露出部分の面積を一定
に保っている。そして、樹脂バインダーを含む導電性カ
ーボンペーストをリード３と接触するように基板１上に
印刷してリング状の対極５を形成している。
【００１２】この絶縁性基板１と、空気孔１１を備えた
カバー９およびスペーサー１０を図１中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着し、バイオセンサを作製
する。スペーサー１０には、基板とカバーとの間に試料
液供給路を形成するためのスリット１３が設けてある。
１２は、その試料液供給路の開口部に相当する。図２
は、本発明の一実施例によるバイオセンサで、スペーサ
ー、カバーを除いた要部の縦断面図である。図１のよう
にして電極系を形成した電気絶縁性の基板１上に、親水
性高分子層７、酵素類および電子受容体を含む反応層
（酵素類を含む層）８、およびレシチン層８ａが形成さ
れている。
カバー９およびスペーサー１０を図１中の一点鎖線で示
すような位置関係をもって接着し、バイオセンサを作製
する。スペーサー１０には、基板とカバーとの間に試料
液供給路を形成するためのスリット１３が設けてある。
１２は、その試料液供給路の開口部に相当する。図２
は、本発明の一実施例によるバイオセンサで、スペーサ
ー、カバーを除いた要部の縦断面図である。図１のよう
にして電極系を形成した電気絶縁性の基板１上に、親水
性高分子層７、酵素類および電子受容体を含む反応層
（酵素類を含む層）８、およびレシチン層８ａが形成さ
れている。
【００１３】《実施例１》図１の基板１上の電極系上
に、カルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭＣと略
す。）の水溶液を滴下し、５０℃の温風乾燥機中で１０
分間乾燥させてＣＭＣ層７を形成した。次に、グルコー
スオキシダーゼ２００ユニットとフェリシアン化ナトリ
ウム４０μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調
製した。この混合水溶液をＣＭＣ層７の上に５μｌ滴下
し、５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥して、酸化還
元酵素及び電子受容体を含む層（酵素類を含む層）８を
形成した。さらに、レシチンのトルエン溶液を酵素類を
含む層８上に滴下し、乾燥させてレシチン層８ａを形成
した後、カバーおよびスペーサーを図１中、一点鎖線で
示すような位置関係を持って接着してグルコースセンサ
を作製した。試料液として、グルコース濃度が３００ｍ
ｇ／ｄｌ、赤血球容積比（ヘマトクリット値）が０％
（血漿）、２５％、３８％、５０％の血液を調製した。
に、カルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭＣと略
す。）の水溶液を滴下し、５０℃の温風乾燥機中で１０
分間乾燥させてＣＭＣ層７を形成した。次に、グルコー
スオキシダーゼ２００ユニットとフェリシアン化ナトリ
ウム４０μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調
製した。この混合水溶液をＣＭＣ層７の上に５μｌ滴下
し、５０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥して、酸化還
元酵素及び電子受容体を含む層（酵素類を含む層）８を
形成した。さらに、レシチンのトルエン溶液を酵素類を
含む層８上に滴下し、乾燥させてレシチン層８ａを形成
した後、カバーおよびスペーサーを図１中、一点鎖線で
示すような位置関係を持って接着してグルコースセンサ
を作製した。試料液として、グルコース濃度が３００ｍ
ｇ／ｄｌ、赤血球容積比（ヘマトクリット値）が０％
（血漿）、２５％、３８％、５０％の血液を調製した。
【００１４】ヘマトクリット値が０％の試料液３μｌを
試料液供給路の開口部１２より供給したところ、試料液
は空気孔１１まで達し、電極系上のＣＭＣ層７および酵
素類を含む層８が溶解した。そして、試料を供給してか
ら２５秒後に電極系の対極５を基準として作用極４に＋
０．５Ｖの定電圧を印加し、５秒後の電流値を測定し
た。同様にして、ヘマトクリット値が２５％、３８％、
５０％の試料液の電流値を測定した。その結果を図３に
示す。図３より、得られた電流応答値は、試料中のヘマ
トクリット値に関わらず、一定であった。
試料液供給路の開口部１２より供給したところ、試料液
は空気孔１１まで達し、電極系上のＣＭＣ層７および酵
素類を含む層８が溶解した。そして、試料を供給してか
ら２５秒後に電極系の対極５を基準として作用極４に＋
０．５Ｖの定電圧を印加し、５秒後の電流値を測定し
た。同様にして、ヘマトクリット値が２５％、３８％、
５０％の試料液の電流値を測定した。その結果を図３に
示す。図３より、得られた電流応答値は、試料中のヘマ
トクリット値に関わらず、一定であった。
【００１５】《比較例１》実施例１と同様にして、図１
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、グルコース
オキシダーゼ２００ユニットとフェリシアン化カリウム
４０μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製し
た。この混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５
０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層
８を形成した。そして、実施例１と同様にして、レシチ
ン層８ａを形成した後、グルコースセンサを作製し、セ
ンサの応答特性を測定した。その結果を図３に示す。図
３より、電流応答値は、ヘマトクリット値の増加に伴い
減少した。その割合を表１に示す。ただし、ヘマトクリ
ット値が０％のときの電流応答値を１００とした。
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、グルコース
オキシダーゼ２００ユニットとフェリシアン化カリウム
４０μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製し
た。この混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５
０℃の温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層
８を形成した。そして、実施例１と同様にして、レシチ
ン層８ａを形成した後、グルコースセンサを作製し、セ
ンサの応答特性を測定した。その結果を図３に示す。図
３より、電流応答値は、ヘマトクリット値の増加に伴い
減少した。その割合を表１に示す。ただし、ヘマトクリ
ット値が０％のときの電流応答値を１００とした。
【００１６】
【表１】
【００１７】《実施例２》実施例１と同様にして、図１
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、乳酸オキシ
ダーゼ４００ユニットとフェリシアン化ナトリウム４０
μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製した。
この混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５０℃
の温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層８を
形成した。そして、実施例１と同様にして、レシチン層
８ａを形成した後、乳酸センサを作製した。試料液とし
て、乳酸濃度が５０ｍｇ／ｄｌ、ヘマトクリット値が０
％（血漿）、２５％、３８％、５０％の血液を調製し
た。そして、実施例１と同様にして、センサの応答特性
を測定したところ、ヘマトクリット値に関わらず電流応
答値は一定であった。
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、乳酸オキシ
ダーゼ４００ユニットとフェリシアン化ナトリウム４０
μｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製した。
この混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５０℃
の温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層８を
形成した。そして、実施例１と同様にして、レシチン層
８ａを形成した後、乳酸センサを作製した。試料液とし
て、乳酸濃度が５０ｍｇ／ｄｌ、ヘマトクリット値が０
％（血漿）、２５％、３８％、５０％の血液を調製し
た。そして、実施例１と同様にして、センサの応答特性
を測定したところ、ヘマトクリット値に関わらず電流応
答値は一定であった。
【００１８】《比較例２》実施例１と同様にして、図１
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、乳酸オキシ
ダーゼ４００ユニットとフェリシアン化カリウム４０μ
ｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製した。こ
の混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５０℃の
温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層８を形
成した。そして、実施例１と同様にして、レシチン層８
ａを形成した後、乳酸センサを作製し、実施例２と同様
にして、センサの応答特性を測定した。その結果、電流
応答値は、ヘマトクリット値の増加に伴い減少した。そ
の割合を表２に示す。ただし、ヘマトクリット値が０％
のときの電流応答値を１００とした。
の電極系上にＣＭＣ層７を形成した。次に、乳酸オキシ
ダーゼ４００ユニットとフェリシアン化カリウム４０μ
ｍｏｌを水１ｍｌに溶解して混合水溶液を調製した。こ
の混合水溶液をＣＭＣ層７上に５μｌ滴下し、５０℃の
温風乾燥機中で１０分間乾燥して酵素類を含む層８を形
成した。そして、実施例１と同様にして、レシチン層８
ａを形成した後、乳酸センサを作製し、実施例２と同様
にして、センサの応答特性を測定した。その結果、電流
応答値は、ヘマトクリット値の増加に伴い減少した。そ
の割合を表２に示す。ただし、ヘマトクリット値が０％
のときの電流応答値を１００とした。
【００１９】
【表２】
【００２０】
【発明の効果】以上のように、本発明によると、血液中
に基質と共存する血球成分の影響を受けることのなく、
高精度に基質を定量することができるバイオセンサを提
供することができる。
に基質と共存する血球成分の影響を受けることのなく、
高精度に基質を定量することができるバイオセンサを提
供することができる。
【図１】本発明の一実施例におけるバイオセンサの反応
層を除いた分解斜視図である。
層を除いた分解斜視図である。
【図２】同バイオセンサの要部の縦断面図である。
【図３】本発明の一実施例におけるセンサの応答特性図
である。
である。
１ 電気絶縁性の基板 ２、３ リード ４ 作用極 ５ 対極 ６ 電気絶縁層 ７ ＣＭＣ層 ８ 酵素類を含む層 ８ａ レシチン層 ９ カバー １０ スペーサー １１ 空気孔 １２ 試料液供給路の開口部 １３ スリット
フロントページの続き (72)発明者 南海 史朗 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内
Claims (2)
- 【請求項１】 電気絶縁性の基板上に形成された作用極
および対極を含む電極系と、少なくとも親水性高分子と
酸化還元酵素および電子受容体を含む反応層を具備し、
前記電子受容体がナトリウム塩であることを特徴とする
バイオセンサ。 - 【請求項２】 前記ナトリウム塩がフェリシアン化ナト
リウムである請求項１記載のバイオセンサ。
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