WO2002093151A1 - Biocapteur - Google Patents

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WO2002093151A1
WO2002093151A1 PCT/JP2002/004624 JP0204624W WO02093151A1 WO 2002093151 A1 WO2002093151 A1 WO 2002093151A1 JP 0204624 W JP0204624 W JP 0204624W WO 02093151 A1 WO02093151 A1 WO 02093151A1
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acid
salt
biosensor
buffer
glucose
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PCT/JP2002/004624
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Inventor
Motokazu Watanabe
Takahiro Nakaminami
Shin Ikeda
Shiro Nankai
Original Assignee
Matsushita Electric Industrial Co., Ltd.
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    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C12Q1/005—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes
    • C12Q1/006—Enzyme electrodes involving specific analytes or enzymes for glucose
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/001—Enzyme electrodes
    • C—CHEMISTRY; METALLURGY
    • C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
    • C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
    • C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
    • C12Q1/54—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions involving glucose or galactose

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor for quickly and easily quantifying a specific component in a sample.
  • a method for quantifying glucose will be described as an example of a method for quantifying components in a sample solution.
  • a method of electrochemically determining glucose a method of using glucose oxidase in combination with an oxygen electrode or a hydrogen peroxide electrode is generally well known (for example, Shuichi Suzuki, "Biosensor”). I) Kodansha).
  • Glucose oxidase uses oxygen as an electron carrier to selectively oxidize the substrate glucose to dalconolactone. In the presence of oxygen, oxygen is reduced to hydrogen peroxide during the glucose oxidation reaction by glucose oxidase.
  • the oxygen electrode measures the amount of oxygen reduction, or the hydrogen peroxide electrode measures the increase in hydrogen peroxide. Since the amount of decrease in oxygen and the amount of increase in hydrogen peroxide are proportional to the content of glucose in the sample solution, glucose can be determined from the amount of decrease in oxygen or the amount of increase in hydrogen peroxide.
  • the measurement results are tested as can be inferred from the reaction process. It has the disadvantage of being affected by the concentration of oxygen contained in the sample solution, and cannot be measured if there is no oxygen in the sample solution.
  • a glucose sensor instead of using oxygen as an electron carrier, a glucose sensor has been developed that uses an organic compound or metal complex such as potassium ferricyanide, a phenoctene derivative, or a quinone derivative as an electron carrier.
  • an organic compound or metal complex such as potassium ferricyanide, a phenoctene derivative, or a quinone derivative
  • the electron carrier reducer generated as a result of the enzymatic reaction is oxidized on the electrode, and the dalcos concentration in the sample solution can be determined from the oxidation current.
  • these electron carriers are supported on an electrode together with glucose oxidase in an accurate amount and in a stable state, and a reagent is used. A layer can be formed.
  • reagent layer can be integrated with the electrode system in a nearly dry state
  • disposable glucose sensors based on these technologies have received much attention in recent years.
  • a typical example is a biosensor disclosed in Japanese Patent No. 2517153.
  • the glucose concentration can be easily measured by simply introducing a sample solution into a sensor detachably connected to the measuring instrument;
  • a hydrophilic polymer such as carboxymethylcellulose
  • This hydrophilic polymer binds the enzyme slowly to the electrode. It has the advantage of functioning as one.
  • the presence of the hydrophilic polymer alters the catalytic activity of glucose oxidase or the thermodynamics of the hydrolysis of dalconolactone to dalconic acid, which is a product of the glucose oxidation reaction. Dalconoractone sometimes accumulated. When dalconolactone accumulates, the reverse reaction proceeds or the rate of glucose oxidation decreases.
  • the amount of the reduced form of the electron carrier in a short reaction time decreases, and the magnitude of the response current of the sensor to glucose, that is, the sensitivity, decreases.
  • the reaction time in order to obtain sufficient sensitivity for high-concentration glucose, it is necessary to increase the reaction time in order to generate a large amount of reductants of the electron carrier, and the time required for measurement is long. Tended to be.
  • the present invention has been made in view of the above-mentioned conventional problems, and has as its object to provide a biosensor having high responsiveness and capable of quantifying a specific component in a sample quickly and with high sensitivity. Disclosure of the invention
  • the biosensor of the present invention includes an electrically insulating substrate, an electrode system including a working electrode and a counter electrode disposed on the substrate, an oxidoreductase having a catalytic action on a reaction of oxidizing glucose to dalconolactone, and a darkonolactone.
  • a reagent system comprising a buffer, wherein the buffer is phthalic acid and its salt, maleic acid and its salt, succinic acid and its salt, phosphoric acid and its salt, acetic acid and its salt, boric acid and its salt , Cunic acid and its salts, glycine, tris (hydroxymethyl) amino methane, piperazine-N, N'-bis (2-ethanesulfonic acid), N- (2-acetoamide) iminoniacetic acid, N, N- Bis (2-hydroxyethyl) -1-aminoethanesulfonic acid-2-morpholinoethanesulfonic acid, imidazole, dimethyldartaric acid It is selected from the group consisting of triethanolamine hydrochloride, collidine, N-tris (hydroxymethyl) methylglycine, and bis (2-hydroxyethyl) iminotris (hydroxymethyl) methane. BRIEF DESCRIPTION OF THE FIGURES
  • FIG. 1 is a perspective view of a biosensor according to one embodiment of the present invention excluding a reagent system.
  • FIG. 2 is a longitudinal sectional view of a main part of the biosensor.
  • FIG. 3 is a response characteristic diagram of the biosensor.
  • FIG. 4 is a longitudinal sectional view of a main part of a biosensor according to another embodiment of the present invention. '. BEST MODE FOR CARRYING OUT THE INVENTION
  • the biosensor of the present invention includes an electrically insulating substrate, an electrode system including a working electrode and a counter electrode disposed on the substrate, an oxidoreductase having a catalytic action on a reaction of oxidizing glucose to dalconolactone, , And a test system containing a specific buffer.
  • the buffer is phthalic acid, fumarate, maleic acid, maleate, succinic acid, succinate, phosphoric acid, phosphate, acetic acid, acetate, boric acid, boric acid Preferred are those selected from the group consisting of salts, citrate, citrate, glycine, tris (hydroxymethyl) aminomethane, and piperazine mono-N, N, -bis (2-ethanesulfonic acid).
  • the buffer is N- (2-acetamido) iminoniacetic acid, N, N-bis (2-hydroxyethyl) -2-aminoethanesulfonic acid, 2-morpholinoe Sulfonic acid, imidazole, dimethyldaltaric acid, triethanolamine hydrochloride, collidine, N-tris (hydroxymethyl) methylglycine, bis (2-hydroxyshethyl) imino tris (hydroxymethyl) methane.
  • dalconolactone produced by oxidizing glucose by the action of oxidoreductase is converted to dalconic acid by darconolactonase. Therefore, the glucose oxidation reaction proceeds easily, and sufficient responsiveness can be obtained even when the measurement time is short. Further, by adjusting the pH of the reaction system, the activity of the oxidoreductase or dalconolactonase contained in the biosensor can be improved, so that the response of the sensor is further improved.
  • buffers from the viewpoint of sufficiently high solubility, fumaric acid, phthalate, maleic acid, maleate, succinic acid, succinate, and tris (hydroxymethyl) aminoaminomethane are preferred.
  • the reagent system further includes an electron carrier.
  • an electron carrier such as dissolved oxygen in the sample solution may be used as the electron carrier, it is preferable to include the electron carrier in the reagent system.
  • electron carriers include metal complexes such as potassium ferricyanide, osmium toris (bipyridinium) and phenoctene derivatives, quinone derivatives such as P-benzoquinone, phenazine derivatives such as phenazine methsulfate, and methylene blue. Phenothiazine derivatives, nicotinamide dodenine dinucleotide, nicotinamide dodenine dinucleotide phosphate, and the like. One or more of these electron carriers are used.
  • the reagent system further comprises a hydrophilic polymer.
  • hydrophilic polymers include carboxyethylcellulose, hydroxyethylcellulose, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, and ethylcellulose. Ethylhydroxyethylcellulose, carboxymethylethylcellulose, polyvinylpyrrolidone, Such as polyvinyl alcohol and polylysine Polyamino acid, polystyrene sulfonic acid, gelatin and derivatives thereof, polymer of acrylic acid or a salt thereof, polymer of methacrylic acid or a salt thereof, starch and derivatives thereof, polymer of maleic anhydride or a salt thereof, agarose gel and Its derivatives are preferably used.
  • the hydrophilic polymer has an advantage that it functions as a binder for slowly immobilizing the enzyme on the electrode.
  • a redox enzyme having a catalytic action on the glucose oxidation reaction, dalcononactonase, and a buffer may be supported on the sensor in a mixed state.
  • the manufacturing process of the biosensor is simple, and the reagent layer can be easily formed.
  • oxidoreductase and dalconolactonase are located in the vicinity, dalconolactone generated by the action of oxidoreductase is more rapidly converted to dalconic acid by dalconolactonase. Therefore, the oxidation reactivity of glucose is improved, and sufficient responsiveness can be obtained even when the measurement time is shorter.
  • An oxidoreductase having a catalytic action on the glucose oxidation reaction and a daltonolactonase may be supported on the sensor separately from each other.
  • a buffer suitable for each enzyme can be mixed with each enzyme or added to the vicinity of each enzyme, and the activity of each enzyme can be improved more efficiently.
  • Darconolactonase is used for Escherichia coli, yeast, human, rat, bush, Aspergillus niger (A spergillusniger), Azotonok yuichi 'Vinelandy (A zotobactervine 1 andii), shodomonas, fluore Sense (Pseud om onasfluorescens), Zymomonas 'Mobilis, Zymomonas nas mo bi 1 is), Streptomyces' Koericolou
  • it is derived from one selected from the group consisting of les (S trept omy cescoelicolor), Dinococcus'Deiococcusradiodurans', and Xylera 'Xy le 11 fastidiosa.
  • those derived from Escherichia coli, yeast, or Aspergillus' niger are more preferable because they have high productivity and retain
  • the buffer carrying amount of the sensor is 5 nmo 1 Zmm 2 or less.
  • the sample to be measured should be capable of exhibiting sufficient activity without reducing the solubility of the oxidoreductase and dalconolactonase that have a catalytic effect on the glucose oxidation reaction.
  • the pH of the solution can be adjusted.
  • the loading amount is the above, the response value to glucose OmgZd1, that is, the blank response value is not increased, so that a highly reliable biosensor can be obtained.
  • Further loading of the preferred buffer is 0. 1 ⁇ 3 nmo 1 / mm 2.
  • a range of 5 to 1000 nmo 1 is preferred.
  • the reagent layer contains a buffer
  • the reagent layer formed by developing and drying the solution is smoothed.
  • the reagent layer is formed by drying from the aqueous solution.
  • the reagent layer becomes uneven due to coarsening of the reagent crystal and the like. In particular, it is remarkable when electronic media contains lithium ferricyanide.
  • the reagent layer contains a buffer, a smooth layer without such irregularities can be obtained. The reason may be that the buffer produces finer crystals when the solution is dried.
  • the reagent layer When supplying the sample solution to the sensor and dissolving the reagent layer in the sample solution, if the reagent layer has irregularities on the surface, air will intervene between the sample solution and the irregularities of the reagent layer, and the Bubbles may be generated in the dissolved sample solution. If bubbles are generated in the sample liquid, the sample liquid cannot move smoothly in the sample liquid supply path, which will hinder measurement.
  • the inconvenience as described above can be solved by smoothing the reagent layer. Furthermore, since the reagent layer is smoothed, the volume or height in the sample liquid supply path can be reduced, and the amount of the sample liquid can be reduced.
  • the buffering agent preferably has a buffering capacity in the pH range of 4 to 8.
  • a buffering capacity in the pH range of 4 to 8.
  • the oxidoreductase having a catalytic action on the glucose oxidation reaction is preferably selected from the group consisting of darcosoxidase, PQQ-dependent glucose dehydrogenase, NAD-dependent glucose dehydrogenase, and vilanose oxidase.
  • the buffer has a buffering capacity in the pH range of 4 to 6.
  • the buffer is pH 5-8. Those having a buffer capacity in the region are more preferable.
  • the biosensor of the present invention further includes a cover member disposed on the substrate and forming a sample liquid supply path to the electrode system with the substrate.
  • This configuration has the advantage that the sample amount can be regulated to a constant value.
  • a buffer having low solubility it can be separated from the enzyme and supported on the cover member side.
  • an amphiphilic compound described later is supported on a biosensor, the following advantages are obtained by separating the amphiphilic compound from the enzyme and supporting the amphiphilic compound on the side of the cover member. That is, to form a layer of the amphipathic compound, a method of applying an organic solvent solution of the amphipathic compound and drying is usually employed.
  • the organic solvent in which the amphiphilic compound is dissolved may affect the enzyme. If the layer of the amphiphilic compound is formed separately from the layer containing the enzyme on the side of the cover, the influence of such an organic solvent on the enzyme can be avoided.
  • the biosensor of the present invention may further include an amphiphilic compound in the reagent system.
  • an amphiphilic compound lecithin, Triton X (TritonX) —100 and the like are particularly preferable.
  • the sample liquid supply path of the sensor is hydrophilically treated by the amphipathic action of the amphipathic compound, so that the sample liquid such as blood enters the sample liquid supply path. It is supplied quickly, and furthermore, it is possible to prevent bubbles from being generated in the sample liquid supply path.
  • Samples that can be used in the biosensor of the present invention include blood, plasma, serum, aqueous glucose, culture, and fermentation.
  • the present invention will be described with reference to Examples, but the present invention is not limited thereto.
  • FIG. 1 is an exploded perspective view of the glucose sensor of the present embodiment from which the reagent system is removed.
  • Electrically insulating group consisting of polyethylene terephthalate Silver paste was printed on board 1 by screen printing to form leads 2 and 3.
  • a conductive carbon paste containing a resin binder was printed on the substrate 1 to form the working electrode 4.
  • This working electrode 4 is in contact with the lead 2.
  • an insulating paste was printed on the substrate 1 to form an insulating layer 6.
  • the insulating layer 6 covers the outer periphery of the working electrode 4, thereby keeping the area of the exposed portion of the working electrode 4 constant.
  • a conductive carbon paste containing a resin binder was printed on the substrate 1 so as to be in contact with the leads 3 to form a ring-shaped counter electrode 5.
  • the middle cover 8 having the slit 10 and the upper cover 9 having the air hole 11 are positioned as shown by a dashed line in FIG.
  • a biosensor was produced by bonding with a relationship.
  • a sample liquid supply passage is formed at the slit 10 of the middle cover 8.
  • the open end of the slit 10 at the end of the sensor serves as a sample supply port to the sample liquid supply path.
  • FIG. 2 is a longitudinal sectional view of the biosensor according to the present embodiment.
  • CMC carboxymethylcellulose
  • the CMC layer 7a was formed.
  • glucose oxidase a kind of redox enzyme having a catalytic action on the glucose oxidation reaction, ferricyanation force rhythm, one kind of electron carrier, and dalconolactonase derived from Aspergillus niger, was dissolved in 1 mM maleic acid buffer (pH 6).
  • reagent system 7 consists of CMC layer 7a and reagent layer 7b.
  • aqueous solution containing a fixed amount of glucose was used as a sample solution.
  • the sample liquid was brought into contact with the open end of the slit 10 of the sensor, the sample liquid was introduced into the sample liquid supply path by capillary action.
  • reaction time a voltage of 500 mV was applied to the working electrode 4 with reference to the counter electrode 5, and the current flowing between the working electrode 4 and the counter electrode 5 was measured.
  • the ferricyanide ion is reduced to ferrocyanide ion as glucose is oxidized to dalconolactone by the catalytic action of glucose oxidase.
  • the concentration of the above-mentioned ferrocyanide ion is proportional to the concentration of glucose in the sample solution. Therefore, the glucose concentration can be measured based on the oxidation current.
  • the produced dalconolactone is decomposed by the action of dalconolactonase.
  • FIG. 4 is a longitudinal sectional view of the biosensor according to the present embodiment.
  • Example 1 The difference from this is that PQQ-dependent glucose dehydrogenase, which is an oxidoreductase having a catalytic action on the glucose oxidation reaction, and dalconolactonase are separated and supported on a sensor.
  • PQQ-dependent glucose dehydrogenase which is an oxidoreductase having a catalytic action on the glucose oxidation reaction
  • dalconolactonase are separated and supported on a sensor.
  • a CMC layer 7a was formed by dropping 51 drops of a 0.5 wt% aqueous solution of CMC, which is a kind of hydrophilic polymer, on the substrate 1 on which the electrode system was formed, followed by drying.
  • the Darukonoraku Tonaze from Asuperugirusu and secondary guard, and dissolved in 1 m M potassium hydrogen phthalate buffer solution is a buffer (p H 6).
  • the solution 41 was dropped on the CMC layer 7a and dried to form the darconolactonase layer 12.
  • the area of the Darkonolactone tongue layer 12 is 12 mm 2
  • the loading amount of the hydrogen phthalate real-time buffer is 0.333 nm 1 Zmm 2 .
  • PVP polyvinylpyrrolidone
  • a 0.5 wt% aqueous solution of polyvinylpyrrolidone (hereinafter referred to as PVP) is dropped on the darconolactonase layer 12 to separate it from the darconolactonase layer 12, and dried.
  • PVP layer 13 was formed.
  • PQQ-dependent glucose dehydrogenase, a type of oxidoreductase having a catalytic action on the oxidation reaction of glucose, and potassium ferricyanide, a type of electron carrier were added to a 1 mM succinic acid buffer as a buffer. (PH5).
  • the solution 41 was dropped on the PVP layer 13 and dried to form a glucose dehydrogenase layer 14.
  • the reagent system in this example is composed of a CMC layer 7a, a dalconolactonase layer 12, a PVP layer 13 and a glucose dehydrogenase layer 14.
  • a buffer suitable for each enzyme can be added to each.
  • the water-soluble polymer such as PVP is.
  • the biosensor of this example was measured using an aqueous solution containing a certain amount of glucose as a sample solution, and as a result, the same results as in Example 1 were obtained.
  • a buffer suitable for each enzyme can be added near each enzyme. Therefore, even if the reaction time is shorter, a sufficient response value can be obtained when quantifying the concentration of the substrate to be measured, and the measurement time of the sensor can be reduced.
  • the voltage applied to the electrode system was set to 500 mV, but the present invention is not limited to this. It is sufficient that the voltage is such that the electron carrier is oxidized at the working electrode.
  • a method of detecting current is used as a measuring method, any output that changes with the progress of an electrochemical reaction can be used as a detection target.
  • the amount of electric charge applied in a certain time may be detected. Since the amount of electric charge is the integral of the current with respect to time, it can be related to the concentration of the substrate to be measured.
  • a water-insoluble carrier may be provided in the sample liquid supply path, and one or more of the reagents included in the reagent system may be immobilized on the carrier.
  • immobilization it is preferable to use a covalent bonding method, a cross-linking immobilization method, an adsorption method, or an immobilization method using a coordination bond-specific bonding interaction.
  • carbon was used as the electrode material, but it is not limited to this.
  • the working electrode material any conductive material, such as carbon, platinum, gold, and palladium, which is not itself oxidized when oxidizing the electron carrier can be used.
  • the counter electrode material use any commonly used conductive material such as silver and platinum, including carbon and gold. can do.
  • an electrode having a stable potential may be used as the reference electrode. In that case, a voltage will be applied between the reference and working electrodes.
  • the shape, arrangement, number and the like of these electrode systems are not limited to those described in the above embodiment.
  • the shape, arrangement, number, etc. of the lead terminals of the electrodes are not limited to those described in the above embodiment.
  • the case where the reagent system is formed on the electrode system has been described. Alternatively, it may be formed near the electrode system, for example, on one side of the upper cover so as to be exposed to the sample liquid supply path. Industrial applicability
  • the biosensor In the biosensor according to the present invention, darconolactone generated by oxidation of glucose by the action of oxidoreductase is converted into dalconic acid by darconolactonase. As a result, the glucose oxidation reaction proceeds smoothly, and sufficient responsiveness can be obtained even when the measurement time is short.
  • the buffer enhances the activity of a redox enzyme or dalconolactonase having a catalytic action on the glucose oxidation reaction, thereby improving the responsiveness of the sensor.

Description

技術分野
本発明は、 試料中の特定成分を迅速かつ簡便に定量するためのバイォ センサに関する。
明 田
背景技術
一般の人々による体液成分の簡易な定量を実現させることを目的とし て、 近年、 酵素の有する特異的触媒作用を利用した種々のタイプのバイ ォセンサが開発されている。
以下に、 試料液中の成分を定量する方法の一例としてグルコースの定 量法について説明する。 電気化学的なグルコースの定量法としては、 グ ルコースォキシダーゼと酸素電極あるいは過酸化水素電極とを組み合わ せて使用する方法が一般的によく知られている （例えば、 鈴木周一編 「バイオセンサ一」 講談社） 。
グルコースォキシダーゼは、 酸素を電子伝達体として、 基質であるグ ルコ一スをダルコノラク トンに選択的に酸化する。 酸素の存在下で、 グ ルコースォキシダーゼによるグルコースの酸化反応過程において、 酸素 が過酸化水素に還元される。 酸素電極によって、 この酸素の減少量を計 測するか、 あるいは過酸化水素電極によって過酸化水素の増加量を計測 する。 酸素の減少量及び過酸化水素の増加量は、 試料液中のグルコース の含有量に比例するので、 酸素の減少量または過酸化水素の増加量から グルコースを定量することができる。
上記方法では、 その反応過程からも推測できるように、 測定結果は試 料液に含まれる酸素濃度の影響を受けるという欠点があり、 試料液に酸 素が存在しない場合は測定が不可能となる。
そこで、 酸素を電子伝達体として用いるのではなく、 フェリシアン化 カリウム、 フエ口セン誘導体、 キノン誘導体等の有機化合物や金属錯体 を電子伝達体として用いるタイプのグルコースセンサが開発されてきた < このタイプのセンサにおいては、 酵素反応の結果生じた電子伝達体の還 元体を電極上で酸化し、 その酸化電流量から試料液中に含まれるダルコ —ス濃度を求めることができる。 このような有機化合物あるいは金属錯 体を酸素の代わりに電子伝達体として用いた場合には、 これら電子伝達 体を正確な量かつ安定な状態でグルコースォキシダ一ゼとともに電極上 に担持させて試薬層を形成させることが可能となる。 さらに、 試薬層を 乾燥状態に近い状態で電極系と一体化させることもできるため、 これら の技術に基づいた使い捨て型のグルコースセンサは近年多くの注目を集 めている。 その代表的な例が、 特許第 2 5 1 7 1 5 3号公報に示される バイオセンサである。 使い捨て型のグルコースセンサにおいては、 測定 器に着脱可能に接続されたセンサに試料液を導入するだけで、 容易にグ ルコース濃度を測定器; T測定することができる。
上記のようなグルコースセンサを用いた測定法では、 1〜 1 0 A / c m 2オーダ一の応答電流によって、 3 0秒程度で試料中のグルコース 濃度を求めることが可能である。 しかしながら、 近年、 更に迅速かつ高 感度にグルコースの定量を行うことのできるセンサの開発が様々な方面 から切望されている。
また、 従来の電気化学的なグルコースセンサでは、 カルボキシメチル セルロースなどの親水性高分子を試薬層に添加することにより、 外部か ら測定器に与えられる振動に測定結果が影響を受けないようにされてい る。 この親水性高分子は、 酵素を電極上に緩やかに固定化するパインダ 一として機能するといつたメリッ トをも有している。 しかしながら、 親 水性高分子の存在により、 グルコースォキシダーゼの触媒活性、 あるい はダルコノラクトンのダルコン酸への加水分解反応の熱力学に変化が生 じて、 グルコースの酸化反応の生成物であるダルコノラク トンが蓄積す る場合があった。 ダルコノラクトンが蓄積すると、 逆反応が進行したり、 グルコースの酸化反応速度が減少したりする。 そのため、 短い反応時間 における電子伝達体の還元体の生成量は低下し、 グルコースに対するセ ンサの応答電流の大きさ、 すなわち感度が低下する。 特に、 高濃度のグ ルコースに対して十分な感度を得ようとすると、 電子伝達体の還元体を 多量に生成させるために、 反応時間を増大させることが必要となり、 測 定に要する時間が長くなる傾向にあった。
本発明は、 上記従来の問題点に鑑み、 応答性が高く、 迅速かつ高感度 に試料中の特定成分を定量することができるバイォセンサを提供するこ とを目的とする。 発明の開示
本発明のバイオセンサは、 電気絶縁性の基板、 前記基板上に配置され た作用極及び対極を含む電極系、 並びにグルコースをダルコノラク トン に酸化する反応に触媒作用を有する酸化還元酵素、 ダルコノラク トナー ゼ、 及び緩衝剤を含む試薬系を備え、 前記緩衝剤が、 フタル酸及びその 塩、 マレイン酸及びその塩、 コハク酸及びその塩、 リン酸及びその塩、 酢酸及びその塩、 ホウ酸及びその塩、 クェン酸及びその塩、 グリシン、 トリス （ヒドロキシメチル） ァミノメタン、 ピぺラジン一 N， N ' ービ ス （ 2—エタンスルホン酸） 、 N— （ 2—ァセトアミ ド） イミノニ酢酸, N， N—ビス （ 2—ヒドロキシェチル） 一 2—アミノエタンスルホン酸- 2—モルホリノエタンスルホン酸、 イミダゾール、 ジメチルダルタル酸- トリエタノ一ルァミン塩酸塩、 コリジン、 N—トリス （ヒドロキシメチ ル） メチルグリシン、 及びビス （2—ヒドロキシェチル） イミノ トリス (ヒドロキシメチル) メタンからなる群より選択される。 図面の簡単な説明
図 1は本発明の一実施例におけるバイオセンサの試薬系を除いた斜視 図である。
図 2は同'バイオセンサの要部縦断面図である。
図 3は同バイオセンサの応答特性図である。
図 4は本発明の他の実施例におけるバイォセンサの要部縦断面図であ る。 '. 発明を実施するための最良の形態
本発明のバイオセンサは、 電気絶縁性の基板、 前記基板上に配置され た作用極及び対極を含む電極系、 並びにグルコースをダルコノラク トン に酸化する反応に触媒作用を有する酸化還元酵素、 ダルコノラク トナー ゼ、 及び特定の緩衝剤を含む試蕖系を備えている。
ここで、 前記緩衝剤は、 フタル酸、 フ夕ル酸塩、 マレイン酸、 マレイ ン酸塩、 コハク酸、 コハク酸塩、 リン酸、 リン酸塩、 酢酸、 酢酸塩、 ホ ゥ酸、 ホウ酸塩、 クェン酸、 クェン酸塩、 グリシン、 トリス （ヒドロキ シメチル） ァミノメタン、 及びピぺラジン一 N , N， —ビス （ 2—エタ ンスルホン酸） からなる群より選択されるものが好ましい。
本発明の他の実施の形態において、 前記緩衝剤は、 N— （ 2—ァセト アミ ド） イミノニ酢酸、 N , N—ビス （2—ヒドロキシェチル） — 2— アミノエタンスルホン酸、 2—モルホリノエ夕ンスルホン酸、 イミダゾ ール、 ジメチルダルタル酸、 トリエタノールァミン塩酸塩、 コリジン、 N— トリス （ヒドロキシメチル） メチルグリシン、 ビス （2—ヒドロキ シェチル） イミノ トリス （ヒドロキシメチル） メタンからなる群より選 択される。
本発明によると、 酸化還元酵素の作用によりグルコースが酸化されて 生じたダルコノラクトンが、 ダルコノラク トナーゼによってダルコン酸 へ変換される。 このためグルコースの酸化反応が進行しやすくなり、 測 定時間が短い場合でも十分な応答性が得られる。 また、 反応系の p Hを 調製することにより、 バイオセンサに含まれる酸化還元酵素またはダル コノラクトナーゼの活性を向上させることができるので、 さらにセンサ の応答性が向上する。 上記緩衝剤の中で、 溶解性が十分高いという観点 から、 フ夕ル酸、 フタル酸塩、 マレイン酸、 マレイン酸塩、 コハク酸、 コハク酸塩、 及び卜リス （ヒドロキシメチル） ァミノメタンが好ましい, ここで、 試薬系に電子伝達体をさらに含むことが好ましい。 試料液中 の溶存酸素を電子伝達体として利用しても良いが、 試薬系に電子伝達体 を含ませておくのが好ましい。 電子伝達体としては、 フェリシアン化力 リウム、 オスミウムートリス （ビピリジニゥム） やフエ口セン誘導体な どの金属錯体、 P —ベンゾキノンなどのキノン誘導体、 フエナジンメ ト サルフエ一トなどのフエナジニゥム誘導体、 メチレンブル一などのフエ ノチアジニゥム誘導体、 ニコチンアミ ドアデニンジヌクレオチド、 ニコ チンアミ ドアデニンジヌクレオチドリン酸などがあげられる。 電子伝達 体は、 これらの一種または二種以上が使用される。
試薬系は親水性高分子をさらに含むことが好ましい。 親水性高分子と しては、 カルボキシェチルセルロース、 ヒドロキシェチルセルロース、 ヒドロキシプロピルセル口一ス、 メチルセルロース、 ェチルセルロース. ェチルヒドロキシェチルセルロース、 カルボキシメチルェチルセルロー ス、 ポリビニルピロリ ドン、 ポリビニルアルコール、 ポリリジンなどの ポリアミノ酸、 ポリスチレンスルホン酸、 ゼラチン及びその誘導体、 ァ クリル酸またはその塩の重合体、 メタクリル酸またはその塩の重合体、 スターチ及びその誘導体、 無水マレイン酸またはその塩の重合体、 ァガ ロースゲル及びその誘導体が好適に用いられる。 試薬系が親水性高分子 を含むと、 外部から測定器に与えられた振動に測定結果が影響を受けな い。 また、 親水性高分子は、 酵素を電極上に緩やかに固定化するバイン ダ一として機能するといったメリットを有する。
グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素、 ダルコノラ ク トナーゼ、 及び緩衝剤が混合した状態でセンサに担持されていてもよ い。 このようにすると、 バイオセンサの製造過程が単純であり、 簡易に 試薬層を作製可能である。 また、 酸化還元酵素とダルコノラクトナーゼ とが近傍に位置するので、 酸化還元酵素の作用によって生じたダルコノ ラク トンが、 ダルコノラク トナーゼによってより速やかにダルコン酸へ 変換される。 そのためグルコースの酸化反応性が向上し、 測定時間がよ り短い場合でも十分な応答性が得られる。
グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素とダルコノラ ク トナーゼとが互いに離れてセンサに担持されていてもよい。 このよう にすると、 それぞれの酵素に好適な緩衝剤をそれぞれの酵素に混合して, または酵素の近傍に添加することができ、 より効率よくそれぞれの酵素 活性を向上することができる。
ダルコノラク トナーゼは、 大腸菌、 酵母、 ヒト、 ラッ ト、 ブ夕、 ゥシ. ァスペルギルス · ニガ一 （A s p e r g i l l u s n i g e r ) 、 ァ ゾトノ ク夕一 ' ヴイネランディー （A z o t o b a c t e r v i n e 1 a n d i i ) 、 シュ一ドモナス ， フルオレセンス （P s e u d om o n a s f l u o r e s c e n s ) 、 ザィモモナス ' モビリス 、Z ym omo n a s mo b i 1 i s ) 、 ストレプトマイセス ' コエリコロー レ (S t r e p t omy c e s c o e l i c o l o r) 、 ダイノコッ カス ' ラディォデュランス （D e i n o c o c c u s r a d i o d u r a n s ) 、 キシレラ ' フアスティディォサ （Xy l e 1 1 f a s t i d i o s a) からなる群より選択される 1種に由来するものが好ま しい。 こられの中で、 生産性が高く、 十分な活性を保持しているという 理由から、 大腸菌、 酵母、 またはァスペルギルス ' 二ガーに由来するも のがより好ましい。
センサの緩衝剤担持量は、 5 nmo 1 Zmm 2以下であることが好ま しい。 このようにすると、 グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸 化還元酵素とダルコノラク トナーゼの溶解性を低下させることなく、 そ れぞれの酵素が十分な活性を発揮できるように、 測定対象の試料液の p Hを調製することができる。
さらに、 上記担持量であれば、 グルコース OmgZd 1に対する応答 値、 すなわちブランク応答値を上昇させないので、 信頼性の高いバイオ センサが得られる。 さらに好ましい緩衝剤の担持量は 0. 1〜3 nmo 1 /mm 2である。 試料液として血液 0. 04〜 20 / 1を測定 対象とする使い捨てタイプのセンサでは、 緩衝剤を含む層の効果的な平 滑化及びブランク値の低減化という観点から、 センサ 1個当たり
5〜 1 00 0 nmo 1の範囲が好ましい。
試薬層が緩衝剤を含むと、 溶液の展開及び乾燥により形成される試薬 層が平滑化される。 試薬層をその水溶液からの乾燥により形成する場合. 試薬の結晶の粗大化などにより試薬層が凹凸を有するものとなる。 特に. 電子メディエー夕のフェリシアン化力リウムを含むとき顕著である。 試 薬層が緩衝剤を含むとそのような凹凸を有しない平滑な層が得られる。 その理由は、 緩衝剤はその溶液の乾燥により生成する結晶がより微細な ためと思われる。 センサに試料液を供給して試薬層を試料液に溶解する際、 試薬層が表 面に凹凸を有すると、 試料液と試薬層の凹凸部との間に空気が介在し、 そのため試薬層を溶解した試料液中に気泡が生じることがある。 試料液 に気泡が生じると、 試料液供給路中を試料液がスムーズに移動できず、 測定に支障を来す。 試薬層が平滑化されることにより、 前記のような不 都合を解消することができる。 さらに、 試薬層が平滑化されるので、 試 料液供給路内の体積または高さを減少することができ、 試料液の微量化 が実現できる。
緩衝剤は、 p H 4〜 8の領域に緩衝能を有するものが好ましい。 その ような緩衝剤を用いると、 試料液が供給されてバイオセンサに含まれる 試薬がその試料液に溶解すると、 酵素反応系を構成するその溶液は、 p H 4〜 8付近に調製される。 このような p H領域においては、 反応系 全体の反応性が向上し、 測定時間がより短い場合でも十分な応答性が得 られる。
グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素は、 ダルコ一 スォキシダーゼ、 P Q Q依存性グルコースデヒドロゲナーゼ、 N A D依 存性グルコースデヒドロゲナーゼ、 及びビラノースォキシダーゼからな る群より選択されることが好ましい。 グルコースの酸化反応に触媒作用 を有する酸化還元酵素にグルコースォキシダーゼを用いた場合は、 緩衝 剤は p H 4〜 6の領域に緩衝能を有するものがより好ましい。 ダルコ一 スの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素に P Q Q依存性ダルコ一 スデヒドロゲナ一ゼ、 N A D依存性グルコースデヒドロゲナーゼまたは ピラノースォキシダ一ゼを用いた場合は、 緩衝剤は p H 5〜 8の領域に 緩衝能を有するものがより好ましい。
本発明のバイォセンサは、 基板上に配置されて前記基板との間に電極 系への試料液供給路を形成するカバ一部材をさらに備 このような構成にすると、 試料量を一定に規定できるという利点がある また、 溶解性の低い緩衝剤を用いた場合、 酵素から分離してカバ一部材 側に担持することができる。 さらに、 後述する両親媒性化合物をバイオ センサに担持する場合、 両親媒性化合物を酵素から分離してカバ一部材 側に担持することにより、 次のような利点がある。 すなわち、 両親媒性 化合物の層を形成するには、 通常両親媒性化合物の有機溶媒溶液を塗布 し、 乾燥する方法がとられる。 両親媒性化合物の層を酵素を含む層上に 形成すると、 両親媒性化合物を溶解している有機溶媒が酵素に影響を与 えることがある。 両親媒性化合物の層を酵素を含む層とは分離してカバ 一部材側に形成すると、 そのような有機溶媒の酵素への影響を避けるこ とができる。
本発明のバイォセンサは、 試薬系に両親媒性化合物をさらに含んでも よい。 両親媒性化合物としては、 レシチン、 トリ トン X ( T r i t o n X ) — 1 0 0などが特に好ましい。 試薬系が両親媒性化合物を含んでい ると、 両親媒性化合物の両親媒性作用によってセンサの試料液供給路が 親水処理されることによって、 血液等の試料液が試料液供給路内に速や かに供給され、 さらに試料液供給路内に気泡が発生することを防ぐこと ができる。
本発明のバイォセンサにおいて用いることができる試料としては、 血 液、 血漿、 血清、 グルコース水溶液、 培養液、 発酵液等があげられる。 以下、 実施例を用いて本発明を説明するが、 本発明はこれらのみに限 定されるものではない。 実施例 1
図 1は、 本実施例におけるグルコースセンサの試薬系を取り除いた分 解斜視図である。 ポリエチレンテレフタレ一トからなる電気絶縁性の基 板 1上に、 スクリーン印刷により銀ペーストを印刷し、 リード 2及び 3 を形成した。 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を形成した。 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を形成した。 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 ンダ一を含む導電性力一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を形成した。
上記の基板 1に、 後述のように試薬系を形成した後、 スリッ ト 1 0を 有する中カバ一 8及び空気孔 1 1を備えた上カバ一 9を図 1の一点鎖線 で示すような位置関係をもって接着することにより、 バイオセンサを作 製した。 基板 1に、 中カバ一 8及び上カバー 9からなるカバー部材を組 み合わせることにより、 中カバー 8のスリット 1 0の部分に試料液供給 路が形成される。 センサの端部におけるスリット 1 0の開放端部は、 試 料液供給路への試料供給口となる。
図 2は、 本実施例におけるバイオセンサの縦断面図である。 作用極 4 及び対極 5からなる電極系を形成した基板 1上に、 まず、 親水性高分子 の一種であるカルボキシメチルセルロース （以下 C M Cで表す） の 0 . 5 w t %水溶液を 5 a 1滴下し、 乾燥することで、 C M C層 7 aを 形成した。 次に、 グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵 素の一種であるグルコースォキシダーゼ、 電子伝達体の一種であるフェ リシアン化力リゥム、 及びァスペルギルス · 二ガー由来のダルコノラク トナーゼを、 緩衝剤である 1 m Mマレイン酸緩衝液 （p H 6 ) に溶解し た。 その溶液 4 1 を C M C層 7 a上に滴下し、 乾燥することにより、 試薬層 7 bを形成した。 ここで、 試薬層 7 bの面積が 1 2 m m 2であり、 マレイン酸緩衝剤の担持量は 0 . 3 3 n m o 1 / mm 2である。 本実施 例では、 試薬系 7は C M C層 7 a及び試薬層 7 bからなる。
一定量のグルコースを含む水溶液を試料液として用いた。 センサのス リッ ト 1 0の開放端部に試料液を接触させると、 試料液は毛細管現象に より試料液供給路内へ導入された。 一定時間 （反応時間） 経過後に対極 5を基準にして作用極 4に 5 0 0 m Vの電圧を印加し、 その際に作用極 4と対極 5の間に流れた電流値を測定した。 グルコースォキシダーゼの 触媒作用によりグルコースがダルコノラク トンへと酸化されるに伴い、 フェリシアン化物イオンがフエロシアン化物イオンへと還元される。 上 記フエロシアン化物イオンの生成濃度は、 試料液中のグルコースの濃度 に比例する。 よって、 その酸化電流に基づいてグルコース濃度を測定す ることができる。 このとき生成するダルコノラク トンは、 ダルコノラク トナーゼの作用によって分解される。
図 3に示すように、 反応時間 5秒において得られた応答電流を、 試料 液中のグルコース濃度に対してプロッ トしたところ、 両者の間に良好な 線形関係が見られた。 このことから、 5秒という短い反応時間で、 測定 対象となる基質の濃度を精度良く定量できることがわかった。 これは、 試薬層中に添加された緩衝剤の作用によって、 ダルコノラク トナーゼが 十分な活性を発揮したためと考えられる。 そのため、 グルコースの酸化 反応の生成物であるダルコノラク トンがダルコノラクトナーゼによって 速やかに分解され、 溶液中に蓄積しなくなり、 グルコースの酸化反応が 加速したと推察される。
以上のように、 より短い反応時間であっても、 十分な応答値が得られ るので、 センサの測定時間を短縮することができる。 実施例 2
図 4は、 本実施例におけるバイオセンサの縦断面図である。 実施例 1 との相違点は、 グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素 である P Q Q依存性グルコースデヒドロゲナーゼと、 ダルコノラク トナ 一ゼとを分離してセンサに担持した点である。
電極系を形成した基板 1上に、 まず、 親水性高分子の一種である CMCの 0. 5 w t %水溶液を 5 1滴下し、 乾燥することで、 CMC 層 7 aを形成した。 次に、 ァスペルギルス · 二ガー由来のダルコノラク トナーゼを、 緩衝剤である 1 mMフタル酸水素カリウム緩衝液 （p H 6 ) に溶解した。 その溶液 4 1 を CMC層 7 a上に滴下し、 乾燥する ことにより、 ダルコノラク トナーゼ層 1 2を形成した。 ここで、 ダルコ ノラク トナ一ゼ層 1 2の面積は 1 2 mm 2であり、 フタル酸水素力リゥ ム緩衝剤の担持量は 0. 3 3 nm o 1 Zmm 2である。 そして、 ダルコ ノラク トナ一ゼ層 1 2上に、 ダルコノラク トナーゼ層 1 2と分離する目 的で、 ポリビニルピロリ ドン （以下 P VPで表す） の 0. 5 w t %水溶 液を 5 1滴下し、 乾燥することで、 P VP層 1 3を形成した。 さらに、 グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵素の一種である P QQ依存性グルコースデヒドロゲナ一ゼ及び電子伝達体の一種であるフ エリシアン化カリウムを、 緩衝剤である 1 mMコハク酸緩衝液 （p H 5 ) に溶解した。 その溶液 4 1 を P VP層 1 3上に滴下し、 乾燥する ことにより、 グルコースデヒドロゲナーゼ層 1 4を形成した。 ここで、 グルコースデヒドロゲナーゼ層 1 4の面積は 1 2 mm 2であり、 コハク 酸緩衝剤の担持量は 0. 3 3 nmo 1 Zmm 2である。 本実施例におけ る試薬系は、 CMC層 7 a、 ダルコノラクトナーゼ層 1 2、 P V P層 1 3及びグルコースデヒドロゲナーゼ層 1 4からなる。
本実施例のように、 PV Pのような水溶性の高分子によって 2種類の 酵素を空間的に分離することで、 各々の酵素に適する緩衝剤を、 それぞ れに添加することができる。 このとき、 P VPのような水溶性高分子は. 血液等の生体試料やグルコース水溶液がバイオセンサに供給されると速 やかに溶解するので、 酵素の反応性を低下させるおそれはない。
本実施例のバイォセンサについて、 一定量のグルコースを含む水溶液 を試料液として用いた測定を行つた結果、 実施例 1 と同様の結果が得ら れた。
以上のように、 2種類の酵素を用いた場合にも、 それぞれの酵素に適 する緩衝剤をそれぞれの酵素の近傍に添加することができる。 そのため， 反応時間がより短時間であっても、 測定対象となる基質の濃度を定量す る際に十分な応答値が得られ、 センサの測定時間を短縮することができ る。
上記実施例では、 電極系への印加電圧を 5 0 0 m Vとしたが、 これに 限定されることはない。 電子伝達体が作用極において酸化される電圧で あればよい。 また、 測定法として電流を検出する方法を用いたが、 電気 化学反応の進行に伴って変化する出力であれば、 検出に用いる対象とす ることができる。 例えば、 ある時間における通電電荷量を検出してもよ い。 通電電荷量は、 時間に対する電流の積分値であるので、 測定対象と する基質の濃度と関連付けることが可能である。
試料液供給路内に非水溶性の担体を設けて、 そこに上記試薬系に含ま れる試薬のうち 1つあるいは複数を前記担体に固定化してもよい。 固定 化する場合は、 共有結合法、 架橋固定法、 吸着法、 または配位結合ゃ特 異的な結合性相互作用を用いた固定化法を用いることが好ましい。
上記実施例では、 電極材料としてカーボンを用いたが、 これに限定さ れることはない。 作用極材料としては、 力一ボン、 白金、 金、 パラジゥ ムなどのように電子伝達体を酸化する際にそれ自身が酸化されない導電 性材料であれば使用することができる。 対極材料としては、 カーボンや 金を含め、 銀、 白金などの一般的に用いられる導電性材料であれば使用 することができる。 作用極及び対極に加え、 安定な電位を有する電極を 参照極として用いてもよい。 その場合、 電圧は参照極と作用極の間に印 加されることとなる。 これら電極系の形状、 配置、 個数等は上記実施例 に示したものに限定されるものではない。 電極のリ一ドゃ端子の形状、 配置、 個数等もまた上記実施例に示したものに限定されるものではない 上記実施例では、 試薬系が電極系上に形成される場合について述べた が、 電極系の近傍、 例えば、 試料液供給路に露出するように、 上カバ一 側に形成されてもよい。 産業上の利用の可能性
本発明によるバイオセンサは、 酸化還元酵素の作用によりグルコース の酸化によって生じたダルコノラクトンが、 ダルコノラクトナーゼによ つてダルコン酸へ変換される。 これによりグルコースの酸化反応がスム ーズに進行し、 測定時間が短い場合でも十分な応答性が得られる。 また. 緩衝剤によって、 グルコースの酸化反応に触媒作用を有する酸化還元酵 素またはダルコノラク トナーゼの活性が向上するので、 センサの応答性 を向上させることができる。 このように本発明により、 応答性が高く、 迅速かつ高感度に試料中の特定成分を定量することができるバイォセン サを提供することができる。

Claims

請 求 の 範 囲
1 . 電気絶縁性の基板、 前記基板上に配置された作用極及び対極を含む 電極系、 並びにグルコースをダルコノラク トンに酸化する反応に触媒作 用を有する酸化還元酵素、 ダルコノラクトナーゼ、 及び緩衝剤を含む試 薬系を備え、 前記緩衝剤が、 フ夕ル酸及びその塩、 マレイン酸及びその 塩、 コハク酸及びその塩、 リン酸及びその塩、 酢酸及びその塩、 ホウ酸 及びその塩、 クェン酸及びその塩、 グリシン、 トリス （ヒドロキシメチ ル） ァミノメタン、 ピぺラジン一 N , N ' —ビス ( 2 一エタンスルホン 酸） 、 N— ( 2—ァセトアミ ド） イミノニ酢酸、 N , N—ビス （ 2—ヒ ドロキシェチル） 一 2—アミノエタンスルホン酸、 2—モルホリノエ夕 ンスルホン酸、 イミダゾール、 ジメチルダルタル酸、 トリエタノールァ ミン塩酸塩、 コリジン、 N—トリス （ヒドロキシメチル） メチルダリシ ン、 及びビス （ 2—ヒドロキシェチル） イミノ トリス （ヒドロキシメチ ル） メタンからなる群より選択されたバイオセンサ。
2 . 前記試薬系が電子伝達体をさらに含む請求の範囲第 1項記載のバイ ォセンサ。
3 . 前記試薬系が親水性高分子をさらに含む請求の範囲第 1項記載のバ ィォセンサ。
4 . 前記酸化還元酵素、 ダルコノラク トナーゼ、 及び緩衝剤が混合した 状態でセンサに担持されている請求の範囲第 1項記載のバイォセンサ。
5 . 前記酸化還元酵素とダルコノラク トナーゼとが互いに離れてセンサ に担持されている請求の範囲第 1項記載のバイォセンサ。
6 . ダルコノラク トナーゼが、 大腸菌、 酵母、 ヒト、 ラッ ト、 ブタ、 ゥ シ、 ァスペルギルス · 二ガー、 ァゾトパクター · ヴイネランディー、 シ ユードモナス · フルオレセンス、 ザィモモナス · モビリス、 ストレプト マイセス · コエリコロール、 ダイノコッカス · ラディォデュランス、 キ シレラ · フアスティディォサからなる群より選択される 1種に由来する 請求の範囲第 1項記載のバイォセンサ。
7 . センサの緩衝剤の担持量が 5 n m o 1 Zmm 2以下である請求の範 囲第 1項記載のバイオセンサ。
8 . 緩衝剤が p H 4〜 8の領域に緩衝能を有する請求の範囲第 1項記載 のバイォセンサ。
9 . 前記酸化還元酵素が、 グルコースォキシダーゼ、 P Q Q依存性ダル コースデヒドロゲナ一ゼ、 N A D依存性グルコースデヒドロゲナーゼ、 及びピラノースォキシダーゼからなる群より選択される請求の範囲第 1 項記載のバイォセンサ。
1 0 . 基板上に配置されて前記基板との間に電極系への試料液供給路を 形成するカバ一部材をさらに備えた請求の範囲第 1項記載のバイォセン サ。
1 1 . 前記試薬系が両親媒性化合物をさらに含む請求の範囲第 1項記載 のバイォセンサ。
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Cited By (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2005080953A1 (ja) * 2004-02-25 2005-09-01 National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology 尿糖バイオセンサ
JPWO2004083360A1 (ja) * 2003-03-20 2006-06-22 旭化成ライフ＆リビング株式会社 酸素インジケーター及び包装体
WO2009008158A1 (ja) * 2007-07-11 2009-01-15 Panasonic Corporation バイオセンサ
WO2009013869A1 (ja) * 2007-07-25 2009-01-29 Panasonic Corporation バイオセンサ
WO2011125750A1 (ja) * 2010-03-31 2011-10-13 シーシーアイ株式会社 バイオセンサ
WO2014069070A1 (ja) * 2012-10-30 2014-05-08 株式会社村田製作所 バイオセンサ

Families Citing this family (87)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US8071384B2 (en) 1997-12-22 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Control and calibration solutions and methods for their use
US6391005B1 (en) 1998-03-30 2002-05-21 Agilent Technologies, Inc. Apparatus and method for penetration with shaft having a sensor for sensing penetration depth
US20050103624A1 (en) 1999-10-04 2005-05-19 Bhullar Raghbir S. Biosensor and method of making
US8641644B2 (en) 2000-11-21 2014-02-04 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Blood testing apparatus having a rotatable cartridge with multiple lancing elements and testing means
ES2336081T3 (es) 2001-06-12 2010-04-08 Pelikan Technologies Inc. Dispositivo de puncion de auto-optimizacion con medios de adaptacion a variaciones temporales en las propiedades cutaneas.
US9427532B2 (en) 2001-06-12 2016-08-30 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US9226699B2 (en) 2002-04-19 2016-01-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling module with a continuous compression tissue interface surface
US8337419B2 (en) 2002-04-19 2012-12-25 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
WO2002100254A2 (en) 2001-06-12 2002-12-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for lancet launching device integrated onto a blood-sampling cartridge
US7025774B2 (en) 2001-06-12 2006-04-11 Pelikan Technologies, Inc. Tissue penetration device
US9795747B2 (en) 2010-06-02 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Methods and apparatus for lancet actuation
DE60238119D1 (de) 2001-06-12 2010-12-09 Pelikan Technologies Inc Elektrisches betätigungselement für eine lanzette
US7981056B2 (en) 2002-04-19 2011-07-19 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US8372016B2 (en) 2002-04-19 2013-02-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US8702624B2 (en) 2006-09-29 2014-04-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Analyte measurement device with a single shot actuator
US7297122B2 (en) 2002-04-19 2007-11-20 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8221334B2 (en) 2002-04-19 2012-07-17 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US9248267B2 (en) 2002-04-19 2016-02-02 Sanofi-Aventis Deustchland Gmbh Tissue penetration device
US8267870B2 (en) 2002-04-19 2012-09-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for body fluid sampling with hybrid actuation
US7229458B2 (en) 2002-04-19 2007-06-12 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US9795334B2 (en) 2002-04-19 2017-10-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7232451B2 (en) 2002-04-19 2007-06-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7708701B2 (en) 2002-04-19 2010-05-04 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a multi-use body fluid sampling device
US8360992B2 (en) 2002-04-19 2013-01-29 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7892183B2 (en) 2002-04-19 2011-02-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for body fluid sampling and analyte sensing
US7674232B2 (en) 2002-04-19 2010-03-09 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7976476B2 (en) 2002-04-19 2011-07-12 Pelikan Technologies, Inc. Device and method for variable speed lancet
US7901362B2 (en) 2002-04-19 2011-03-08 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8784335B2 (en) 2002-04-19 2014-07-22 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Body fluid sampling device with a capacitive sensor
US9314194B2 (en) 2002-04-19 2016-04-19 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
US7175642B2 (en) 2002-04-19 2007-02-13 Pelikan Technologies, Inc. Methods and apparatus for lancet actuation
US7909778B2 (en) 2002-04-19 2011-03-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US8579831B2 (en) 2002-04-19 2013-11-12 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for penetrating tissue
US7547287B2 (en) 2002-04-19 2009-06-16 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7491178B2 (en) 2002-04-19 2009-02-17 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US7331931B2 (en) 2002-04-19 2008-02-19 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for penetrating tissue
US20040087034A1 (en) * 2002-10-30 2004-05-06 Ching Ho Lien Test strip
CA2511656A1 (en) 2002-12-24 2004-07-15 Ikeda Food Research Co., Ltd. Coenzyme-binding glucose dehydrogenase
US8574895B2 (en) 2002-12-30 2013-11-05 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus using optical techniques to measure analyte levels
ATE476137T1 (de) 2003-05-30 2010-08-15 Pelikan Technologies Inc Verfahren und vorrichtung zur injektion von flüssigkeit
DK1633235T3 (da) 2003-06-06 2014-08-18 Sanofi Aventis Deutschland Apparat til udtagelse af legemsvæskeprøver og detektering af analyt
WO2006001797A1 (en) 2004-06-14 2006-01-05 Pelikan Technologies, Inc. Low pain penetrating
US7645373B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostic Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7718439B2 (en) 2003-06-20 2010-05-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US8071030B2 (en) 2003-06-20 2011-12-06 Roche Diagnostics Operations, Inc. Test strip with flared sample receiving chamber
US7645421B2 (en) 2003-06-20 2010-01-12 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
CA2529657C (en) * 2003-06-20 2011-04-12 F. Hoffmann-La Roche Ag Test strip with slot vent opening
US8206565B2 (en) 2003-06-20 2012-06-26 Roche Diagnostics Operation, Inc. System and method for coding information on a biosensor test strip
US7452457B2 (en) 2003-06-20 2008-11-18 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for analyte measurement using dose sufficiency electrodes
US8679853B2 (en) 2003-06-20 2014-03-25 Roche Diagnostics Operations, Inc. Biosensor with laser-sealed capillary space and method of making
US8148164B2 (en) 2003-06-20 2012-04-03 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for determining the concentration of an analyte in a sample fluid
US8058077B2 (en) 2003-06-20 2011-11-15 Roche Diagnostics Operations, Inc. Method for coding information on a biosensor test strip
EP1671096A4 (en) 2003-09-29 2009-09-16 Pelikan Technologies Inc METHOD AND APPARATUS FOR PROVIDING IMPROVED SAMPLE CAPTURING DEVICE
EP1680014A4 (en) 2003-10-14 2009-01-21 Pelikan Technologies Inc METHOD AND APPARATUS PROVIDING A VARIABLE USER INTERFACE
EP1706026B1 (en) 2003-12-31 2017-03-01 Sanofi-Aventis Deutschland GmbH Method and apparatus for improving fluidic flow and sample capture
US7822454B1 (en) 2005-01-03 2010-10-26 Pelikan Technologies, Inc. Fluid sampling device with improved analyte detecting member configuration
RU2006132051A (ru) * 2004-02-06 2008-03-20 БАЙЕР ХЕЛТКЭР ЭлЭлСи (US) Окисляемые соединения в качестве внутреннего стандарта для биосенсоров и способ их применения
TWI245894B (en) * 2004-02-26 2005-12-21 Univ Tamkang Method and chemical sensor for determining concentrations of hydrogen peroxide and its precursor in a solution
US8828203B2 (en) 2004-05-20 2014-09-09 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Printable hydrogels for biosensors
US7118667B2 (en) * 2004-06-02 2006-10-10 Jin Po Lee Biosensors having improved sample application and uses thereof
US9775553B2 (en) 2004-06-03 2017-10-03 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for a fluid sampling device
WO2005120365A1 (en) 2004-06-03 2005-12-22 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for a fluid sampling device
US7569126B2 (en) 2004-06-18 2009-08-04 Roche Diagnostics Operations, Inc. System and method for quality assurance of a biosensor test strip
US8652831B2 (en) 2004-12-30 2014-02-18 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Method and apparatus for analyte measurement test time
JP4140911B2 (ja) * 2005-03-04 2008-08-27 フィガロ技研株式会社 液体電気化学ガスセンサ
EP2365073A1 (en) 2005-03-25 2011-09-14 Ikeda Food Research Co. Ltd. Coenzyme-linked glucose dehydrogenase and polynucleotide encoding the same
US7955484B2 (en) * 2005-12-14 2011-06-07 Nova Biomedical Corporation Glucose biosensor and method
WO2008007277A2 (en) * 2006-06-27 2008-01-17 Agamatrix, Inc. Detection of analytes in a dual-mediator electrochemical test strip
JP4665235B2 (ja) * 2006-06-29 2011-04-06 池田食研株式会社 Ｆａｄ結合型グルコース脱水素酵素遺伝子
CN1987474B (zh) * 2006-07-13 2012-04-18 重庆医科大学 检测血酒精浓度的一次性生物传感器
EP2157652A4 (en) * 2007-06-13 2012-01-04 Sony Corp FUEL CELL AND ELECTRONIC EQUIPMENT
EP2584044B1 (en) * 2007-07-26 2015-04-22 Agamatrix, Inc. Electrochemical analyte detections apparatus and method
CN101250405B (zh) * 2008-02-26 2011-01-19 南京大学 一种新型巯基荧光探针及其应用
JP2009245920A (ja) * 2008-03-11 2009-10-22 Sony Corp 燃料電池、電子機器および燃料電池用緩衝液
WO2009126900A1 (en) 2008-04-11 2009-10-15 Pelikan Technologies, Inc. Method and apparatus for analyte detecting device
US8900431B2 (en) * 2008-08-27 2014-12-02 Edwards Lifesciences Corporation Analyte sensor
KR20110084164A (ko) * 2008-10-09 2011-07-21 소니 주식회사 연료 전지, 전자 기기 및 연료 전지용 완충액
EP2210935A1 (en) * 2009-01-19 2010-07-28 Deinove Methods for isolating bacteria
US9375169B2 (en) 2009-01-30 2016-06-28 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Cam drive for managing disposable penetrating member actions with a single motor and motor and control system
US8965476B2 (en) 2010-04-16 2015-02-24 Sanofi-Aventis Deutschland Gmbh Tissue penetration device
JP5698085B2 (ja) * 2010-07-12 2015-04-08 アークレイ株式会社 バイオセンサ及びその製造方法
WO2012042903A1 (ja) 2010-09-30 2012-04-05 パナソニック株式会社 試薬組成物、センサ、センサシステム及びセンサの製造方法
US9676621B2 (en) 2011-02-18 2017-06-13 Uwm Research Foundation, Inc. Graphene-based field-effect transistor biosensors
CN104937397B (zh) * 2013-01-23 2017-08-25 泰尔茂株式会社 校正方法及装置、以及使用该方法进行了校正的体液成分测定装置
DK3194951T3 (da) 2014-08-01 2021-06-21 The Uwm Res Foundation Inc Felteffektortransistor-sensor til realtidspåvisning af vandkontaminanter
CN106124595A (zh) * 2016-06-17 2016-11-16 浙江亿联健医疗器械有限公司 一种生物传感器及其制备方法和反应试剂
CN113008961A (zh) * 2021-02-22 2021-06-22 深圳市西尔曼科技有限公司 干式电极卡片及其制备方法和生物传感器

Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS57120853A (en) * 1981-01-19 1982-07-28 Matsushita Electric Ind Co Ltd Enzyme electrode
JPS6468650A (en) * 1987-09-10 1989-03-14 Seitai Kino Ryo Kagakuhin Glucose sensitive fet sensor and production thereof
JPH06138080A (ja) * 1992-03-12 1994-05-20 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ

Family Cites Families (12)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
US4755467A (en) * 1985-06-03 1988-07-05 Unisearch Limited Method for the production of sorbitol and gluconate
JP2567387B2 (ja) 1987-03-03 1996-12-25 三菱電機株式会社 グルコース感応ｆｅｔセンサ
DE3806955A1 (de) * 1987-03-03 1988-09-15 Res Ass Bio Tech Chem Glucoseempfindlicher fet-sensor und verfahren zu seiner herstellung
GB8720470D0 (en) * 1987-08-29 1987-10-07 Emi Plc Thorn Sensor arrangements
JPH01107145A (ja) 1987-10-20 1989-04-25 Nec Corp グルコースセンサ
JPH01140054A (ja) 1987-11-26 1989-06-01 Nec Corp グルコースセンサ
WO1989009397A1 (en) * 1988-03-31 1989-10-05 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor and process for its production
JP2517153B2 (ja) 1989-09-21 1996-07-24 松下電器産業株式会社 バイオセンサおよびその製造法
KR910007824B1 (ko) * 1989-10-25 1991-10-02 한국과학기술원 포도당과 과당측정용 바이오센서의 제조방법
JP3566377B2 (ja) * 1995-03-01 2004-09-15 株式会社神戸製鋼所 ダイヤモンド薄膜バイオセンサ
JP3694424B2 (ja) 1998-09-29 2005-09-14 松下電器産業株式会社 グルコースセンサ
ES2267583T3 (es) * 1999-11-16 2007-03-16 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor.

Patent Citations (3)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPS57120853A (en) * 1981-01-19 1982-07-28 Matsushita Electric Ind Co Ltd Enzyme electrode
JPS6468650A (en) * 1987-09-10 1989-03-14 Seitai Kino Ryo Kagakuhin Glucose sensitive fet sensor and production thereof
JPH06138080A (ja) * 1992-03-12 1994-05-20 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ

Non-Patent Citations (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Title
See also references of EP1308720A4 *

Cited By (11)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPWO2004083360A1 (ja) * 2003-03-20 2006-06-22 旭化成ライフ＆リビング株式会社 酸素インジケーター及び包装体
WO2005080953A1 (ja) * 2004-02-25 2005-09-01 National Institute Of Advanced Industrial Science And Technology 尿糖バイオセンサ
WO2009008158A1 (ja) * 2007-07-11 2009-01-15 Panasonic Corporation バイオセンサ
JP2009017810A (ja) * 2007-07-11 2009-01-29 Panasonic Corp 細胞電気生理センサ
US8354271B2 (en) 2007-07-11 2013-01-15 Panasonic Corporation Biosensor
WO2009013869A1 (ja) * 2007-07-25 2009-01-29 Panasonic Corporation バイオセンサ
JP5375609B2 (ja) * 2007-07-25 2013-12-25 パナソニック株式会社 バイオセンサ
WO2011125750A1 (ja) * 2010-03-31 2011-10-13 シーシーアイ株式会社 バイオセンサ
US8852413B2 (en) 2010-03-31 2014-10-07 Cci Corporation Biosensor
JP5950816B2 (ja) * 2010-03-31 2016-07-13 シーシーアイ株式会社 バイオセンサ
WO2014069070A1 (ja) * 2012-10-30 2014-05-08 株式会社村田製作所 バイオセンサ

Also Published As

Publication number Publication date
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