WO2014045584A1 - バイオセンサ及びバイオセンサの製造方法 - Google Patents

バイオセンサ及びバイオセンサの製造方法 Download PDF

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WO2014045584A1
WO2014045584A1 PCT/JP2013/005542 JP2013005542W WO2014045584A1 WO 2014045584 A1 WO2014045584 A1 WO 2014045584A1 JP 2013005542 W JP2013005542 W JP 2013005542W WO 2014045584 A1 WO2014045584 A1 WO 2014045584A1
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electrode
biosensor
mediator
biosensor according
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PCT/JP2013/005542
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矢野　節子
和雅 宮本
伸樹 児島
知玄 山村
佳奈子 松島
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パナソニックヘルスケア株式会社
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    • G—PHYSICS
    • G01—MEASURING; TESTING
    • G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
    • G01N27/00—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means
    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28—Electrolytic cell components
    • G01N27/30—Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327—Biochemical electrodes, e.g. electrical or mechanical details for in vitro measurements
    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • 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
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    • G01N27/26—Investigating or analysing materials by the use of electric, electrochemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
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    • G01N27/3271—Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor for measuring, for example, a blood glucose level and a method for manufacturing the biosensor.
  • the configuration of this conventional biosensor has been as follows. That is, a reagent and a first electrode and a second electrode that are brought into conduction through the reagent when a biological sample is supplied to the reagent.
  • the reagent includes a mediator, an oxidoreductase, and an adhesive. It was a configuration with.
  • the biological sample when the biological sample is supplied to the reagent, the biological sample and the oxidoreductase react, and the mediator transmits the electrons generated at that time. At this time, the redox current flowing between the first and second electrodes is measured. Therefore, the blood glucose level was measured.
  • the biosensor since the light effect reducing agent is provided on the wall surface of the storage container for storing the biosensor, the biosensor can be prevented from being deteriorated when the biosensor is stored in the storage container.
  • the biosensor taken out from the storage container is immediately affected by light.
  • the degree of influence can be kept to a slight level.
  • deterioration becomes a problem. .
  • an object of the present invention is to suppress degradation of a biosensor due to light.
  • the present invention includes a first electrode, a second electrode, and a reagent part.
  • the reagent part is provided in the vicinity of the first electrode and the second electrode.
  • the reagent part includes a mediator, an oxidoreductase, and a substance that absorbs a light wavelength of 400 nm to 500 nm.
  • the present invention includes a first electrode, a second electrode, and a reagent part.
  • the reagent part includes a mediator, an oxidoreductase, and a light effect reducing agent that reduces the influence of light on the mediator.
  • the present invention it is possible to provide a biosensor and a biosensor manufacturing method capable of suppressing deterioration due to light.
  • the figure which shows the control block of the biological sample measuring system of FIG. (A) Exploded perspective view of the biosensor of FIG. 1, (b) Front view of the biosensor of FIG. 1 (c) Plan view of the biosensor of FIG. (A) The figure which shows the operation state in the measuring device of the biological sample measuring system of FIG. 1 (b) The figure which shows the operating state in the measuring device of the biological sample measuring system of FIG. Sectional drawing which shows the reagent part of the biosensor of FIG. The figure which shows the chemical structural formula of the blue No.
  • the biological sample measurement system 100 of the present embodiment includes a biosensor 2 and a measurement device 30.
  • an embodiment of the present invention is shown, and an insertion port 3 for a biosensor 2 is provided at one end of a main body case 1 constituting a measuring device 30.
  • Biosensor 2 As shown in FIG. 3, the biosensor 2 is provided with three electrodes on a rectangular insulating substrate 4. The three electrodes are a blood component measurement working electrode (an example of a first electrode) 5, a blood component measurement counter electrode (an example of a second electrode) 6, and a blood component detection electrode (an example of a third electrode) 7. Are arranged opposite to each other at a predetermined interval.
  • the blood component measurement working electrode 5, the blood component measurement counter electrode 6 and the blood component detection electrode 7 on one end side of the insulating substrate 4 are connected to the main body case 1 from the insertion port 3 shown in FIG. It is inserted in and is electrically connected to the measuring device by contacting the input terminal portion 8 (see FIG. 3).
  • the blood component measurement working electrode 5 On the other end side of the biosensor 2 (on the side opposite to the insertion portion into the insertion port 3), the blood component measurement working electrode 5, the blood component measurement counter electrode 6 and the blood component detection electrode 7 are provided.
  • the reagent part 9 is arranged.
  • the reagent unit 9 includes an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent, and optionally includes a buffer, a polymer material, an enzyme stabilizer, a crystal homogenizer, and the like as optional components. It has become.
  • a cover 11 is disposed on the insulating substrate 4 and the reagent part 9 via a spacer 10.
  • the blood component measurement working electrode 5, the blood component measurement counter electrode 6, and the blood component detection electrode 7 are not covered with the spacer 10 and the cover 11 and are exposed on one end side of the insulating substrate 4 (right side in FIG. 3). It is in a state.
  • the biosensor 2 and the measuring device are configured such that the exposed blood component measuring working electrode 5, blood component measuring counter electrode 6 and blood component detecting electrode 7 are electrically connected to the input terminal portion 8 as described above. Has been.
  • a biological sample introduction channel 12 for introducing blood is formed in the spacer 10 of the biosensor 2.
  • the biological sample introduction path 12 extends from the other end side (left side in FIG. 3) of the biosensor 2 to above the reagent unit 9, and the other end side opening to the outside has a blood supply port (biological sample supply port). 13). That is, the biological sample spotted on the blood supply port 13 reaches the reagent unit 9 through the biological sample introduction path 12 by capillary action.
  • the blood component measurement working electrode 5, the blood component measurement counter electrode 6 and the blood component detection electrode 7 are electrically connected to the input terminal portion 8, but specifically, the blood component
  • the measurement working electrode 5 is a first input terminal (not shown) of the input terminal unit 8
  • the blood component measurement counter electrode 6 is a second input terminal (not shown) of the input terminal unit 8, blood component detection.
  • the pole 7 is connected to a third input terminal (not shown) of the input terminal portion 8.
  • the blood component measurement counter electrode 6 is arranged closest to the blood supply port 13, followed by the blood component measurement working electrode 5, and finally the blood component detection.
  • a pole 7 is arranged.
  • a blood component measurement counter electrode (an example of a second electrode) 6, a blood component measurement working electrode (an example of a first electrode) 5, and a blood component detection electrode (an example of a third electrode) ) 7 is arranged.
  • the cover 11 of the biosensor 2 promotes capillary action when blood is spotted on the blood supply port 13, and is a portion (blood component) beyond the blood component measuring working electrode 5 of the blood component measuring counter electrode 6.
  • An air hole 14 is formed for intrusion up to the detection electrode 7).
  • the material of the insulating substrate 4 is not particularly limited.
  • the material of the insulating substrate 4 is not particularly limited.
  • PET polyethylene terephthalate
  • PC polycarbonate
  • PI polyimide
  • PE polyethylene
  • PE polypropylene
  • PS polystyrene
  • PVC polyvinyl chloride
  • POM polyoxymethylene
  • MC monomer cast nylon
  • PBT polybutylene terephthalate
  • PMMA methacrylic resin
  • ABS resin ABS resin
  • the size of the insulating substrate 4 is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 2 to 50 mm, and a thickness of 0.05 to 2 mm, preferably a total length of 7 to 50 mm, a width of 3 to 20 mm, and a thickness. It is 0.1 to 1 mm, and more preferably, the total length is 10 to 30 mm, the width is 3 to 10 mm, and the thickness is 0.1 to 0.6 mm.
  • Each electrode on the insulating substrate 4 can be formed, for example, by forming a conductive layer by sputtering or vapor deposition using gold, platinum, palladium or the like as a material, and processing this into a specific electrode pattern by a laser.
  • a laser for example, a YAG laser, a CO 2 laser, an excimer laser or the like can be used.
  • the electrode pattern is not limited to the one disclosed in the present invention, and any configuration may be used as long as the effect of the present invention can be realized.
  • the surface of the electrode can be coated, for example, by preparing a polymer material solution, dropping or applying the solution onto the electrode surface, and then drying. Examples of drying include natural drying, air drying, hot air drying, and heat drying.
  • the reagent unit 9 includes an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent, and optionally includes a buffer, a polymer material, an enzyme stabilizer, a crystal homogenizer, and the like. It is configured to include selectively.
  • an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent
  • each content has the largest water.
  • water contains the most mediator in the number of moles, and the light effect reducing agent is less than the mediator.
  • each content contains the most mediator in the number of moles, and the light effect reducing agent is less than the mediator.
  • the mediator of the biosensor 2 to be used is not particularly limited, and examples thereof include ferricyanide, p-benzoquinone, p-benzoquinone derivatives, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene, ferrocene derivatives, phenothiazine and derivatives thereof.
  • the quinone compound is a compound containing quinone.
  • the quinone compounds include quinones and quinone derivatives.
  • Examples of the quinone derivative include compounds in which various functional groups (which may be referred to as substituents) are added to quinone.
  • Examples of the quinone in the quinone compound include benzoquinone, naphthoquinone, anthraquinone, phenanthrenequinone, and phenanthroline quinone.
  • Specific examples of the phenanthrenequinone include 9,10-phenanthrenequinone. More specifically, 9,10-phenanthrenequinone-2-sulfonic acid sodium (hereinafter, PQSA) may be mentioned.
  • a mediator having an absorption band in a wavelength region of 400 nm to 500 nm can be mentioned.
  • examples thereof include PQSA shown in FIG. 11, which will be described later, potassium ferricyanide, ferrocenylmethyldodecyldimethylammonium bromide, hexachlorooxamate, and the like shown in FIGS. 17 (a) to 17 (c).
  • the blending amount of the mediator is not particularly limited, and is, for example, 0.1 to 1000 mM, preferably 1 to 500 mM, more preferably 10 to 200 mM per measurement or per biosensor. .
  • Oxidoreductase examples include glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, and lactate dehydrogenase.
  • the amount of oxidoreductase is, for example, 0.01 to 100 U, preferably 0.05 to 10 U, more preferably 0.1 to 100 U per sensor or per measurement. 5U.
  • glucose it is preferable to use glucose as a measurement target, and in this case, oxidoreductase is preferably glucose oxidase and glucose dehydrogenase.
  • the reagent unit 9 includes an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent, and a buffer, a polymer material, an enzyme stabilizer, a crystal homogenizer, and the like are selected as optional components.
  • an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent
  • a buffer, a polymer material, an enzyme stabilizer, a crystal homogenizer, and the like are selected as optional components.
  • each of these substances is dissolved in approximately 80% of the total water.
  • the reagent solution in which each substance is dissolved is used as a blood component measurement counter electrode (an example of the second electrode) 6, a blood component measurement working electrode (an example of the first electrode) 5, and a blood component detection electrode (the third electrode) of the insulating substrate 4.
  • the reagent part 9 can be formed by dropping on the example 7) and drying it.
  • the moisture is the most, then the mediator, then the light effect reducing agent, and then a lot of other substances are contained, but in the dry state, all the water evaporates,
  • the mediator is the most, followed by the light effect mitigating agent, followed by a large amount of other substances.
  • the material of the spacer 10 is not particularly limited, and for example, the same material as that of the insulating substrate 4 can be used.
  • the size of the spacer 10 (including an adhesive layer such as hot melt) is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 3 to 50 mm, and a thickness of 0.01 to 1 mm. The thickness is 7 to 50 mm, the width is 3 to 20 mm, and the thickness is 0.05 to 0.5 mm. More preferably, the total length is 10 to 30 mm, the width is 3 to 10 mm, and the thickness is 0.05 to 0.25 mm.
  • the spacer 10 is formed with an I-shaped notch that becomes a biological sample introduction path 12 for blood introduction.
  • the material of the cover 11 is not particularly limited, and for example, the same material as that of the insulating substrate 4 can be used. More preferably, the portion of the cover 11 corresponding to the ceiling portion of the biological sample introduction path 12 is subjected to hydrophilic treatment.
  • the hydrophilic treatment include a method of applying a surfactant or a method of introducing a hydrophilic functional group such as a hydroxyl group, a carbonyl group, or a carboxyl group into the surface of the cover 11 by plasma treatment or the like.
  • the size of the cover 11 is not particularly limited, and is, for example, a total length of 5 to 100 mm, a width of 3 to 50 mm, and a thickness of 0.01 to 0.5 mm, preferably a total length of 10 to 50 mm, a width of 3 to 20 mm, and a thickness of 0 .05 to 0.25 mm, more preferably 15 to 30 mm in total length, 3 to 10 mm in width, and 0.05 to 0.1 mm in thickness.
  • Air holes 14 are preferably formed in the cover 11, and the shape is, for example, a circle, an ellipse, or a polygon, and the size is, for example, a maximum diameter of 0.01 to 10 mm, preferably The maximum diameter is 0.05 to 5 mm, more preferably the maximum diameter is 0.1 to 2 mm.
  • the air holes 14 may be formed by, for example, drilling with a laser, a drill, or the like, or may be formed using a mold that can form an air vent when the cover 11 is formed.
  • the biosensor 2 can be manufactured by laminating the insulating substrate 4, the spacer 10, and the cover 11 in this order and integrating them.
  • the three members may be attached with an adhesive or may be heat-sealed.
  • the adhesive examples include epoxy adhesives, acrylic adhesives, polyurethane adhesives, thermosetting adhesives (hot melt adhesives, etc.), UV curable adhesives, and the like.
  • the cover 11 is formed to be transparent or translucent so that the blood entering the biological sample introduction path 12 can be visually observed.
  • the measuring device 30 has the main body case 1, and the main body case 1 is formed with the insertion port 3 for the biosensor 2 (see FIG. 1). An input terminal portion 8 that comes into contact with the biosensor 2 is provided at the back of the insertion port 3.
  • a voltage application unit 15 for applying a voltage and a current-voltage conversion unit 16 are connected to the input terminal unit 8 via a switching circuit 17.
  • the application voltage unit 18 of the voltage application unit 15 includes a switching circuit 17, an input terminal unit 8, a blood component measurement working electrode 5 of the biosensor 2, a reagent unit 9, a blood component measurement counter electrode 6, and a blood component detection electrode. 7 and the reference voltage unit 19 of the voltage application unit 15.
  • the voltage of the applied voltage unit 18 is 300 mV and the voltage of the reference voltage unit 19 is 200 mV, a voltage of 100 mV is applied between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6. It becomes a state.
  • the voltage of the reference voltage unit 19 is constant, and the voltage waveform is obtained by changing the voltage of the applied voltage unit 18.
  • the reason for providing the reference voltage unit 19 is to reduce the influence of noise on the supply voltage from the power supply unit 20.
  • a current based on the potential difference between the blood component measuring working electrode 5 and the blood component measuring counter electrode 6 flows between the blood component measuring working electrode 5 and the blood component measuring counter electrode 6, and the current flowing there is converted into a voltage.
  • this is expressed as a current-voltage converter (for example, a resistor provided between blood component measuring counter electrode 6 and reference voltage unit 19).
  • a voltage is applied to the voltage application unit 15 via the control unit 21, and the current flowing through the biosensor 2 at that time is converted into a voltage by the current-voltage conversion unit 16. Thereafter, this voltage is digitally converted by the A / D converter 22, and the digitally converted voltage is compared with a threshold value by the determination means 23.
  • the glucose level detected by the biosensor 2 and the determination result by the determination unit 23 are displayed on the display unit 24 connected to the control unit 21.
  • the power supply unit 20 in FIG. 2 is for supplying power to the respective units.
  • Reference numeral 25 denotes a memory unit including a table including a hematocrit value, an applied voltage at the time of glucose measurement, an application time, and the like, and a calibration curve and a calibration table created in advance from the environmental temperature.
  • a clock 26 is connected to the control unit 21, and the control unit 21 is configured to execute various control operations using the time and time of the clock 26. Furthermore, a correction means 27 is provided in the control unit 21 to correct the measured blood glucose level in consideration of the influence of hematocrit value and various interfering substances, thereby increasing the measurement accuracy of the blood glucose level.
  • the input terminal portion 8 is connected to the blood component measurement working electrode 5, blood component measurement counter electrode 6, and blood component detection electrode 7.
  • a switch (not shown) in the insertion port 3 is pressed by the biosensor 2.
  • the control unit 21 determines that the biosensor 2 is attached, and puts the measuring device 30 in the sample standby state.
  • the applied voltage unit 18 starts voltage application between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component detection electrode 7 via the input terminal unit 8, and the current -After the voltage converter 16 starts current measurement, the liquid sample has not yet been measured.
  • the liquid sample is drawn from the blood supply port 13 into the biological sample introduction path 12 by capillary action.
  • a liquid sample derived from a living body such as blood, sweat or urine
  • a liquid sample derived from the environment a liquid sample derived from food, or the like
  • the biosensor 2 is used as a blood glucose level sensor
  • the user punctures his / her finger, palm, arm, etc., squeezes a small amount of blood, and uses the blood as a liquid sample to measure with the biosensor 2.
  • the biosensor 2 is used as a blood glucose level sensor
  • the control unit 21 determines that the liquid sample has been sucked into the biosensor 2. When the suction of the liquid sample is detected in this way, the measurement is started.
  • components such as enzymes and mediators in the reagent unit 9 are dissolved in the liquid sample.
  • the liquid sample, the enzyme, and the mediator come into contact with each other on the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 of the biosensor 2.
  • the switching circuit 17 is connected to the reference voltage unit 19 and the current-voltage conversion unit 16 under the control of the control unit 21.
  • a voltage is applied between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6.
  • the voltage applied here will be described in detail below with reference to FIGS. 4A and 4B, but the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode in the second application period described later. 6 is transmitted to the current-voltage converter 16.
  • the current that has flowed to the current-voltage converter 16 is converted into a voltage.
  • This voltage is further converted into a pulse by the A / D converter 22.
  • the control unit 21 performs correction by the correction unit 27 and calculates the concentration of the specific component.
  • the value calculated by the control unit 21 is displayed on the display unit 24. At this time, other information to the user may be displayed together.
  • FIG. 4A shows the applied voltage.
  • FIG. 4B is a diagram illustrating a signal generated by applying a voltage.
  • FIG. 4A two application patterns of a first application period and a second application period are shown with a pause time (for example, 1 second) interposed therebetween.
  • the first application period is also referred to as a pretreatment voltage application mode or a pre-application mode.
  • an applied voltage shown in FIG. 4A is provided between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 via the input terminal unit 8 in accordance with an instruction from the control unit 21.
  • V1 for example, 0.35 V
  • T1 for example, 2 seconds
  • the rest period (rest mode) is applied between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 via the input terminal portion 8 after the pretreatment voltage application period (first application period).
  • This is a period during which the pretreatment voltage application is stopped. That is, glucose in blood and oxidoreductase are allowed to react for a certain period of time.
  • the second application period is a measurement voltage application mode, and after the pause period, between the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 via the input terminal portion 8, FIG. Is a period during which biological information such as blood glucose level is measured by applying an application voltage T2 (for example, 0.25 V) for an application time T2 (for example, 2 seconds 3 seconds after the start of measurement).
  • an application voltage T2 for example, 0.25 V
  • an application time T2 for example, 2 seconds 3 seconds after the start of measurement.
  • the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 are obtained by enzymatic reaction.
  • the reduced state electron carrier (mediator) generated on the substrate is oxidized, and its oxidation current is detected.
  • the oxidation current detected by the biological sample measurement system 100 is output as a signal waveform as shown in FIG.
  • target biological information such as a blood glucose level that is a glucose concentration
  • T1 and T2 the application times
  • the applied voltage V1 is higher than the applied voltage V2.
  • the present invention is not limited to this, and the applied voltage V1 is more than the applied voltage V2.
  • the applied voltage V1 and the applied voltage V2 may be the same.
  • the most characteristic feature of the present embodiment is that a light effect reducing agent is mixed in the reagent unit 9.
  • the reagent portion 9 has a circular shape in plan view, and when it is cut at the central portion, it is in the state shown in FIG. That is, the reagent part 9 is formed in a substantially cylindrical shape.
  • the reagent part 9 is in a state in which the thickness d2 of the outer peripheral part is thicker than the thickness d1 of the inner peripheral part in a plan view on the insulating substrate 4.
  • the thickness d2 of the outer peripheral part is made thicker than the thickness d1 of the inner peripheral part, which can be easily realized at the time of manufacture. I can do it.
  • the reagent part 9 contains an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent in approximately 80% of the total water, and as an optional component, a buffer, a polymer A reagent solution in a state of selectively containing materials, enzyme stabilizers, crystal homogenizing agents, and the like is dropped on the insulating substrate 4 and then dried.
  • an oxidoreductase such as glucose dehydrogenase, a mediator, and a light effect reducing agent in approximately 80% of the total water
  • the reagent part 9 in the dry state has a thickness d2 of the outer peripheral part thicker than the thickness d1 of the inner peripheral part in a plan view on the insulating substrate 4.
  • the light effect reducing agent is more unevenly distributed on the surface portion (on the cover 11 side) than inside the reagent portion 9.
  • Blue No. 1 (Brilliant Blue FCF), Green No. 3 (Fast Green FCF), Yellow No. 4 (Tartrazine) and the like can be used.
  • FIG. 6 shows a chemical structural formula of Blue No. 1 (Brilliant Blue FCF) as a light effect reducing agent
  • FIG. 7 shows a chemical structural formula of Green No. 3 (Fast Green FCF)
  • FIG. The chemical structural formula of No. (Tartrazine) is shown.
  • These Blue No. 1, Green No. 3 and Yellow No. 4 all have a hydrophobic benzene ring portion and a hydrophilic benzene ring portion as chemical structural formulas.
  • the benzene ring portion includes a benzene ring substituent, a reduced form, a derivative, and the like, and may have two or more substituents.
  • the hydrophilic benzene ring portion indicates a sulfophenyl group portion in the chemical structural formula
  • the hydrophobic benzene ring portion indicates 4-ethyl in the chemical structural formula.
  • a part of aminophenyl-methylidenylcyclohexadiene ( ⁇ part surrounded by a dotted line) is shown.
  • the hydrophilic benzene ring portion indicates a sulfophenyl group or a 4-hydroxy-2-sulfophenyl group in the chemical structural formula.
  • FIG. 9 is a schematic diagram showing a reagent in a state where Blue No. 1 is not added and a reagent in a state where Blue No. 1 is added. As shown in FIG. 9, in the reagent part 9 to which the blue No. 1 is added, the blue No. 1 as an example of the light effect reducing agent is unevenly distributed on the surface of the reagent part 9.
  • This state is also expressed as a state in which the hydrophobic benzene ring part of the light effect reducing agent is arranged toward the surface layer side of the reagent part 9. This is extremely important, and as described above, the light effect reducing agent is more unevenly distributed in the surface portion of the reagent part 9 than in the inside, even though only a small amount is mixed with the mediator. As a result, the influence of light on the reagent part 9 can be effectively reduced.
  • the reagent unit 9 is affected by light, and particularly the function of the mediator is deteriorated. Therefore, the suppression of this is the biggest feature point in the present embodiment.
  • the mediator of the reagent unit 9 used in this embodiment is affected by light of, for example, 400 to 500 nm
  • the light effect reducing agent to be used is blue No. 1 (brilliant blue FCF), green as described above. No. 3 (Fast Green FCF) or Yellow No. 4 (Tartrazine).
  • Blue No. 1 (Brilliant Blue FCF), Green No. 3 (Fast Green FCF) and Yellow No. 4 (Tartrazine) absorb 400-500 nm light and degrade themselves (for example, it becomes lighter in color) However, it is difficult for the light of 400 to 500 nm to reach the mediator, and as a result, the function of the mediator is not easily deteriorated.
  • the electron transfer function by the mediator is appropriately exhibited, and as a result, the measurement of an appropriate biological sample is possible. Will be done.
  • FIG. 11 (a) is a graph showing absorption spectra of Green No. 3 and PQSA around 350 nm to 500 nm.
  • FIG. 11B is a diagram showing absorption spectra of Blue No. 1 and PQSA in the vicinity of 350 nm to 500 nm.
  • FIG. 11 (c) is a graph showing absorption spectra of Yellow No. 4 and PQSA around 350 nm to 500 nm.
  • the concentration of Green No. 3 is 0.5 mM
  • the concentration of PQSA is 0.1 mM.
  • concentration of blue No. 1 is 0.1 mM, and the density
  • concentration of yellow No. 4 is 0.01 mM and the density
  • green No. 3, blue No. 1 and yellow No. 4 absorb absorption in the vicinity of the wavelength (414 nm) affecting PQSA.
  • Green No. 3, Blue No. 1 and Yellow No. 4 have a ⁇ ratio higher than at least 1 near the wavelength (414 nm), and thus absorb light more easily than PQSA. Deterioration due to light absorption can be prevented.
  • FIG. 12 is a process diagram showing a method for manufacturing a biosensor.
  • the insulating substrate 4 on which the blood component measurement working electrode 5, the blood component measurement counter electrode 6 and the blood component detection electrode 7 are formed is produced.
  • the reagent solution is adjusted.
  • As the reagent solution at least an oxidoreductase that oxidizes or dehydrogenates a measurement target, a mediator that exchanges electrons with the oxidoreductase, and a light effect reducing agent are dissolved in water. It is prepared by selectively dissolving molecular materials, enzyme stabilizers, crystal homogenizers, and the like.
  • the reagent solution is applied to the blood component measuring working electrode 5, the blood component measuring counter electrode 6 and the blood component detecting electrode 7 on the insulating substrate 4 on which each electrode is formed. It is dripped (an example of a mounting process).
  • the reagent solution placed on the insulating substrate 4 is dried (an example of a drying step).
  • the insulating substrate 4, the spacer 10, and the cover 11 are stacked in this order and integrated to manufacture a biosensor.
  • FIG. 13A is a diagram showing a graph of the sunlight exposure effect when Green 3 is used.
  • FIG.13 (b) is a figure which shows the graph of the sunlight exposure effect at the time of using blue No. 1.
  • FIG. 13 (c) is a figure which shows the graph of the sunlight exposure influence at the time of using yellow No. 4.
  • FIG. 13A is a diagram showing a graph of the sunlight exposure effect when Green 3 is used.
  • FIG.13 (b) is a figure which shows the graph of the sunlight exposure effect at the time of using blue No. 1.
  • FIG. 13 (c) is a figure which shows the graph of the sunlight exposure influence at the time of using yellow No. 4.
  • a reagent solution is prepared by adding the reagent shown in FIG. 14A to water to prepare a reagent solution, and then drying the reagent solution.
  • the composition of the reagent solution is 91.25% in wt (wt)%, 7.41% glucose dehydrogenase as an enzyme, 0.08% green 3 (molecular weight 808.87), K 2 HPO 4 , KH 2 PO 4 and NaH as buffers.
  • a polymer material is CMC (carboxymethylcellulose) is 0.13% as an adhesive
  • ATA enzyme stabilizers (3-amino-1,2,4-triazole)
  • Maltitol is 0.17% as a stabilizer
  • PQSA is 0.70% as a mediator
  • other selection members are 0.03%.
  • a reagent solution having a concentration of 10 mM in green 3 is prepared with the composition shown in FIG.
  • the concentration of PQSA molecular weight 309.28
  • the concentration of PQSA is 22.6 mM in any case.
  • a reagent solution to which no dye is added is also prepared as a comparative example.
  • a reagent part was created using these three types of reagent solutions, and the influence of the measured values due to exposure to sunlight was confirmed.
  • Green No. 3 1 mM reagent solution, and Green No. 3 10 mM reagent container a reagent part is prepared, and the reagent part is used for exposure to sunlight for 1 hour. If not, compare the measurement results of the sample solution.
  • FIGS. 14A and 14B show the weight (wt)% of each component of the reagent part after drying.
  • the average value of five measurements when measuring a sample solution is 41.5 mg /
  • the sample solution of Hct42% having a glucose concentration of about 48 mg / dL was measured using a dye-free reagent after exposure to sunlight, the average value of 5 measurements was 87.2 mg / dL.
  • the divergence rate in the graph of FIG. 13 is obtained by the equation of (measured value after exposure to sunlight ⁇ measured value without exposure to sunlight) / measured value without exposure to sunlight.
  • the average value of 5 times was 41.7 mg / dL
  • the above sample was obtained using the green No. 3 1 mM reagent with sunlight exposure.
  • the average value of 5 times was 76.4 mg / dL.
  • FIG. 13B (Effect of exposure to sunlight from Blue No. 1)
  • the reagent shown in FIG. 15A is added to water to prepare a reagent solution, and the reagent solution is dried to prepare a measurement reagent.
  • Blue No. 1 in the reagent solution for forming the reagent part 9 is 1 mM or more, the effect of suppressing the exposure to sunlight is exerted.
  • FIG. 13 (b) it can be seen that when Blue No. 1 uses a reagent solution having a concentration of 5 mM, an inhibitory effect is obtained. Therefore, Blue No. 1 in the reagent solution for forming the reagent portion 9 is obtained.
  • the concentration is more preferably in the range of 1 mM or more and 5 mM or less.
  • FIG. 13C for example, the reagent shown in FIG. 16A was added to water to prepare a solution, and the solution was dried to prepare a measurement reagent.
  • a reagent part was prepared using each of the yellow No. 4 1 mM reagent solution, the yellow No. 4 5 mM reagent solution, and the yellow No. 4 10 mM reagent solution, and the reagent part was used to expose to sunlight for 1 hour. When not exposed, the measurement results of the sample solutions similar to those of Green No. 3 are compared. 16A to 16C show the weight (wt)% of each component of the reagent part after drying.
  • the divergence rate when each reagent part is used by the same calculation as that of Green No. 3 is 66.3% when Yellow No. 4 is 1 mM, and the deviation rate is 28.4 when Yellow No. 4 is 5 mM. In the case of Yellow No. 4 10 mM, the deviation rate was 19.5%.
  • each biosensor 2 itself can suppress deterioration due to light.
  • the conventional product there is a case where the actual use becomes impossible due to the influence of light. For example, even if the biosensor 2 taken out from the container is left for one hour, the conventional product (light Compared with no effect reducing agent), it is less affected by light and can be used as it is.
  • the biosensor 2 of the above embodiment includes a blood component measurement working electrode 5, a blood component measurement counter electrode 6, and a reagent unit 9.
  • the reagent part 9 is provided in the vicinity of the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6.
  • the reagent part 9 includes a mediator, an oxidoreductase, and a substance that absorbs a light wavelength of 400 nm to 500 nm.
  • the biosensor 2 of the above embodiment includes a blood component measurement working electrode 5, a blood component measurement counter electrode 6, and a reagent unit 9.
  • the reagent part 9 is provided in the vicinity of the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6.
  • the reagent part 9 includes a mediator, an oxidoreductase, and a light effect reducing agent.
  • the biosensor 2 of the above embodiment includes an insulating substrate 4 (an example of a substrate) on which at least one of the blood component measurement working electrode 5 and the blood component measurement counter electrode 6 is disposed.
  • the reagent part 9 is disposed on at least one electrode of the insulating substrate 4.
  • the reagent portion 9 is arranged on the insulating substrate 4, and the outer peripheral thickness d2 is larger than the inner thickness d1. It is formed thick.
  • the biosensor 2 of the above embodiment includes a spacer 10 and a cover 11 as shown in FIG.
  • the spacer 10 is laminated on the side of the insulating substrate 4 on which the reagent part 9 is formed.
  • the cover 11 is laminated on the side of the spacer 10 opposite to the insulating substrate 4 and is transparent or translucent.
  • the spacer 10 is formed with a biological sample introduction part 12 that guides the biological sample to the reagent part 9 at a part corresponding to the reagent part 9.
  • the concentration of the measurement object can be measured with a small amount of biological sample.
  • the substance that absorbs the light wavelength of 400 nm to 500 nm has a hydrophobic benzene ring portion and a hydrophilic benzene ring portion in the chemical structural formula.
  • the hydrophobic benzene ring part is exposed on the surface side (the cover 11 side), that is, in the situation where it floats to the surface side of the reagent part 9. Drying proceeds, and as a result, a substance that absorbs a light wavelength of 400 nm to 500 nm is more unevenly distributed on the surface portion (cover 11 side) than in the reagent portion 9. Thereby, the influence of the light with respect to a mediator can be effectively reduced by a small amount of light influence reducing agent.
  • the substance that absorbs the light wavelength of 400 nm to 500 nm is arranged with the hydrophobic benzene ring portion facing the surface layer side of the reagent portion.
  • the influence of light on the mediator can be effectively reduced by a substance that absorbs a small amount of light wavelength of 400 nm to 500 nm.
  • the substance that absorbs the light wavelength of 400 nm to 500 nm is Brilliant Blue FCF (Blue No. 1), Fast Green FCF (Green No. 3), or Tartrazine (Yellow No. 4).
  • the influence of light on the mediator can be effectively reduced by a substance that absorbs a light wavelength of 400 nm to 500 nm that is smaller than that of the mediator.
  • the weight ratio of the fast green FCF to the entire reagent part 9 is 6.01% or more and 39.02% or less.
  • the weight ratio of the fast green FCF to the entire reagent part 9 is 11.6% to 116% of the weight ratio of the mediator to the entire reagent part 9.
  • the weight ratio of the brilliant blue FCF to the entire reagent part 9 is 5.9% or more and 23.87% or less.
  • the weight ratio of tartrazine to the entire reagent part 9 is 7.66% or more and 76.6% or less of the weight ratio of the mediator to the entire reagent part 9.
  • the light effect reducing agent is a substance that absorbs a light wavelength of 400 nm to 500 nm.
  • the manufacturing method of a biosensor is provided with the mounting process and the drying process.
  • a reagent solution containing at least an oxidoreductase, a mediator, and fast green FCF is placed on the first electrode and the second electrode formed on the substrate.
  • the placed reagent solution is dried.
  • the concentration of Fast Green FCF in the reagent solution is 1 mM or more and 10 mM or less.
  • the manufacturing method of a biosensor is provided with the mounting process and the drying process.
  • a reagent solution containing at least an oxidoreductase, a mediator, and a brilliant blue FCF is placed on the first electrode and the second electrode formed on the substrate.
  • the placed reagent solution is dried.
  • the concentration of brilliant blue FCF in the reagent solution is 1 mM or more and 5 mM or less.
  • FIG. 17 (a), FIG. 17 (b), and FIG. 17 (c) are diagrams showing absorption spectra of potassium ferricyanide, ferrocenylmethyldodecylammonium bromide, and hexachlorooxamate used as mediators, respectively.
  • the light effect reducing agent of the present embodiment it is possible to reduce the effect on the measurement value due to exposure to sunlight. That is, the light effect reducing agent of the present invention can be more effective when using a mediator that absorbs light having a wavelength in the vicinity of 400 to 500 nm.
  • composition of the reagent of the present invention is not limited to the composition used in the above embodiment.
  • K 2 HPO 4 0.0016 g, KH 2 PO 4 and NaH 2 PO 4 are used as the buffering agent, but not limited to these, other buffering agents such as HEPES are used. May be.
  • each biosensor itself can be made less susceptible to light, and as a result, deterioration of the biosensor can be suppressed.

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Abstract

本発明は、バイオセンサに関するものであり、光による劣化を抑制することを目的とするものである。バイオセンサ（２）は、血液成分測定作用極（５）と、血液成分測定対極（６）と、試薬部（９）と、を備えている。試薬部（９）は、血液成分測定作用極（５）と、血液成分測定対極（６）の近傍に設けられている。試薬部（９）は、メディエータと、酸化還元酵素と、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質を含んでいる。血液成分測定作用極（５）及び血液成分測定対極（６）のうち少なくとも一方の電極が表面に配置された絶縁基板（４）が設けられている。試薬部（９）は、絶縁基板（４）上の少なくとも一方の電極上に配置されている。

Description

バイオセンサ及びバイオセンサの製造方法
　本発明は、たとえば血糖値を測定するためのバイオセンサ及びバイオセンサの製造方法に関するものである。
　従来のこの種、バイオセンサの構成は、以下のようになっていた。
　すなわち、試薬と、この試薬に対する生体試料の供給時に、この試薬を介して導通状態になる第１、第２の電極とを備え、前記試薬は、メディエータと、酸化還元酵素と、接着剤とを備えた構成となっていた。
　つまり、試薬に生体試料を供給すると生体試料と酸化還元酵素が反応し、その際に生じる電子をメディエータが伝達することとなり、この時に第１、第２の電極間に流れる酸化還元電流を測定することにより、血糖値を測定していた。
　試薬（特に、メディエータ）は、光（可視光）の影響を受け、測定精度に影響を及ぼす事が知られている。
　このため、従来は、バイオセンサを収容する収容容器の壁面に光影響軽減剤を設ける対応も図られている（たとえば、特許文献１）。
国際公開第２００４／０９２７２０号
　前記従来例においては、バイオセンサを収容する収容容器の壁面に光影響軽減剤を設ける構成としていたので、バイオセンサが収容容器内に収容された状態では、バイオセンサの劣化が防止出来る。
　しかしながら、収容容器から取り出されたバイオセンサは、直ちに光による影響を受けることとなる。
　勿論、収容容器から取り出したバイオセンサを直ちに使用する場合には、その影響度合も軽微なものに留めることが出来るが、使用までの間に長時間放置された場合には、劣化が問題となる。
　また、収容容器内に収容された他の多くのバイオセンサも収容容器からバイオセンサを取り出すたびに、光による影響を受けることとなり、これも劣化が問題となる。
　そこで本発明は、バイオセンサの光による劣化を抑制することを目的とするものである。
　そしてこの目的を達成するために本発明は、第１の電極と、第２の電極と、試薬部とを備える。試薬部は、第１の電極及び記第２の電極の近傍に設けられている。試薬部は、メディエータと、酸化還元酵素と、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質とを含む。
　また、本発明は、第１の電極と、第２の電極と、試薬部とを備える。試薬部は、メディエータと、酸化還元酵素と、メディエータに対する光の影響を軽減する光影響軽減剤とを含む。
　本発明によれば、光による劣化を抑制することが可能なバイオセンサ及びバイオセンサの製造方法を提供することが出来る。
本発明の一実施形態にかかるバイオセンサを測定器に装着した状態の生体試料測定システムを示す斜視図 図１の生体試料測定システムの制御ブロックを示す図 （ａ）図１のバイオセンサの分解斜視図、（ｂ）図１のバイオセンサの正面図（ｃ）図１のバイオセンサの平面図 （ａ）図１の生体試料測定システムの測定器における動作状態を示す図（ｂ）図１の生体試料測定システムの測定器における動作状態を示す図 図１のバイオセンサの試薬部を示す断面図 図１のバイオセンサの試薬部に含まれている光影響軽減剤の一例である青色１号（ブリリアントブルーＦＣＦ）の化学構造式を示す図 図１のバイオセンサの試薬部に含まれている光影響軽減剤の一例である緑色３号（ファストグリーンＦＣＦ）の化学構造式を示す図 図１のバイオセンサの試薬部に含まれている光影響軽減剤の一例である黄色４号（タートラジン）の化学構造式を示す図 青色１号が添加されていない場合と添加されている場合の試薬部の状態を示す模式図 青色１号、緑色３号及び黄色４号のそれぞれの最大吸収波長（ｎｍ）、その波長における吸光度（Ａｂｓ）、その吸光度を示す濃度（Ｍ）、モル吸光係数（ε）、及びメディエータの一例であるＰＱＳＡに対するモル吸光係数との比をＰＱＳＡとともに載せた表を示す図 （ａ）緑色３号とＰＱＳＡの吸光スペクトルを示す図、（ｂ）青色１号とＰＱＳＡの吸光スペクトルを示す図、（ｃ）黄色４号とＰＱＳＡの吸光スペクトルを示す図 本実施の形態のバイオセンサの製造方法を示す工程図 （ａ）緑色３号を用いた際の太陽光曝露影響のグラフを示す図、（ｂ）青色１号を用いた際の太陽光曝露影響のグラフを示す図、（ｃ）黄色４号を用いた際の太陽光曝露影響のグラフを示す図 （ａ）、（ｂ）緑色３号を用いた場合の試薬溶液及び試薬部の組成表を示す図 （ａ）、（ｂ）青色１号を用いた場合の試薬溶液及び試薬部の組成表を示す図 （ａ）～（ｃ）黄色４号を用いた場合の試薬溶液及び試薬部の組成表を示す図 （ａ）～（ｃ）他のメディエータの吸光スペクトルを示す図
　以下、本発明の一実施形態を、添付図面を用いて説明する。
　（実施の形態１）
　本発明にかかる実施の形態の生体試料測定システム１００について以下に説明する。
　（生体試料測定システム１００の概要）
　図１に示すように、本実施の形態の生体試料測定システム１００は、バイオセンサ２と、測定装置３０を備えている。
　図１及び図２において、本発明の一実施形態を示し、測定装置３０を構成する本体ケース１の一端には、バイオセンサ２の挿入口３が設けられている。
　（バイオセンサ２）
　バイオセンサ２には、図３に示すように、長方形状である絶縁基板４の上に、３個の電極が設けられている。３個の電極は、血液成分測定作用極（第１の電極の一例）５、血液成分測定対極（第２の電極の一例）６及び血液成分検知極（第３の電極の一例）７であり、所定の間隔を置いて対向配置されている。
　また、絶縁基板４の一端側（図３（ａ）の右側参照）における血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７は、図１に示す挿入口３から本体ケース１内に挿入され、入力端子部８（図３参照）に接触する事で測定装置に電気的に接続されるようになっている。
　さらに、図３に示すように、バイオセンサ２の他端側（挿入口３への挿入部とは反対側）においては、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７にわたり、試薬部９が配置されている。
　この状態により、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７が、試薬部９を介して接続された状態となっている。試薬部９は、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータ及び光影響軽減剤を含み、任意成分として、緩衝剤、高分子材料、酵素安定化剤及び結晶均質化剤等を選択的に含む構成となっている。
　また、図３（ａ）～図３（ｃ）に示すように、絶縁基板４および試薬部９の上には、スペーサー１０を介してカバー１１が配置されている。しかしながら、絶縁基板４の一端側（図３の右側）においては、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７が、これらスペーサー１０及びカバー１１では覆われず、露出した状態となっている。
　そして、この露出した血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７が上述のように、入力端子部８に電気的に接続されるようにバイオセンサ２及び測定装置が構成されている。
　また、図３に示すように、バイオセンサ２のスペーサー１０には、血液を導入するための生体試料導入路１２が形成されている。この生体試料導入路１２は、バイオセンサ２の他端側（図３の左側）から試薬部９の上方まで延びており、外部に対し開口する他端部側が、血液供給口（生体試料供給口ともいう）１３となっている。すなわち、この血液供給口１３に点着された生体試料が、毛細管現象により生体試料導入路１２を通じて試薬部９へと到達する。
　上述のように、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７は、入力端子部８に電気的に接続されるようになっているが、具体的には、血液成分測定作用極５は、入力端子部８の第１の入力端子（図示せず）、さらに、血液成分測定対極６は、入力端子部８の第２の入力端子（図示せず）、血液成分検知極７は、入力端子部８の第３の入力端子（図示せず）にそれぞれ接続されるようになっている。
　また、図３からも理解されるように、血液供給口１３に最も近く配置されているのは、血液成分測定対極６で、その次に、血液成分測定作用極５、最後に、血液成分検知極７が配置されている。
　つまり、血液供給口１３側から順に、血液成分測定対極（第２の電極の一例）６、血液成分測定作用極（第１の電極の一例）５及び血液成分検知極（第３の電極の一例）７が配置された状態となっている。
　なお、前記バイオセンサ２のカバー１１には、血液が血液供給口１３に点着された際に毛細管現象を促進させ、血液成分測定対極６の血液成分測定作用極５を越した部分（血液成分検知極７）まで浸入させるための空気孔１４が形成されている。
　次に、バイオセンサ２の構成についてさらに詳細に述べる。
　（絶縁基板４）
　絶縁基板４の材質は特に制限されず、例えば、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）、ポリエチレン（ＰＥ）、ポリプロピレン（ＰＰ）、ポリスチレン（ＰＳ）、ポリ塩化ビニル（ＰＶＣ）、ポリオキシメチレン（ＰＯＭ）、モノマーキャストナイロン（ＭＣ）、ポリブチレンテレフタレート（ＰＢＴ）、メタクリル樹脂（ＰＭＭＡ）、ＡＢＳ樹脂（ＡＢＳ）、ガラス等が使用できる。このなかで、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）、ポリカーボネート（ＰＣ）、ポリイミド（ＰＩ）が好ましく、より好ましくは、ポリエチレンテレフタレート（ＰＥＴ）である。
　また、絶縁基板４の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５～１００ｍｍ、幅２～５０ｍｍ、厚み０．０５～２ｍｍであり、好ましくは、全長７～５０ｍｍ、幅３～２０ｍｍ、厚み０．１～１ｍｍであり、より好ましくは、全長１０～３０ｍｍ、幅３～１０ｍｍ、厚み０．１～０．６ｍｍである。
　絶縁基板４上の各電極は、例えば、金、白金、パラジウム等を材料として、スパッタリング法あるいは蒸着法により導電層を形成し、これをレーザーにより特定の電極パターンに加工することで形成できる。レーザーとしては、例えば、ＹＡＧレーザー、ＣＯ2レーザー、エキシマレーザー等が使用できる。電極パターンについては、本発明において開示されたもののみには限定されず、本発明における効果を実現できるものであればどのような構成でも構わない。電極の表面の被覆は、例えば、高分子材料の溶液を調製し、これを電極表面に滴下若しくは塗布し、ついで乾燥させることにより実施できる。乾燥は、例えば、自然乾燥、風乾、熱風乾燥、加熱乾燥などがある。
　（試薬部９）
　試薬部９は、上述のように、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータ、光影響軽減剤を、含み、任意成分として、緩衝剤、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を選択的に含む構成となっている。
　なお、試薬部９を形成するための試薬溶液を、水を用いて調合する時には、それぞれの含有量は、水が最も多くなっている。そして、水には、モル数において、メディエータが最も多く含まれ、光影響軽減剤はメディエータよりも少ない。
　また、乾燥後の試薬部９においては、水が蒸発している。そのため、それぞれの含有量は、モル数において、メディエータが最も多く含まれ、光影響軽減剤はメディエータよりも少ない。
　（メディエータ）
　使用されるバイオセンサ２のメディエータは、特に制限されず、例えば、フェリシアン化物、ｐ－ベンゾキノン、ｐ－ベンゾキノン誘導体、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、フェロセン誘導体、フェノチアジンおよびその誘導体などが挙げられる。
　また、キノン類化合物とは、キノンを含有する化合物である。キノン類化合物には、キノン及びキノン誘導体が含まれる。キノン誘導体としては、キノンに種々の官能基（置換基と言い換えてもよい）が付加された化合物が挙げられる。
　キノン類化合物におけるキノンとしては、ベンゾキノン、ナフトキノン、アントラキノン、フェナンスレンキノン、及びフェナントロリンキノン等が挙げられる。フェナンスレンキノンとして、特に具体的には、９，１０‐フェナンスレンキノンが挙げられる。より具体的には、９，１０－フェナントレンキノン－２－スルホン酸ナトリウム（以下、ＰＱＳＡ）が挙げられる。
　尚、後述する光影響軽減剤を用いることにより、光曝露によって測定値に生じる影響をより低減できるメディエータとしては、波長４００ｎｍ～５００ｎｍの領域に吸収帯を有するものが挙げられる。例えば、後述する図１１に示すＰＱＳＡ、図１７（ａ）～（ｃ）に示すフェリシアン化カリウム、フェロセニルメチルドデシルジメチルアンモニウムブロミド、及びヘキサクロロオキサメートなどが挙げられる。
　メディエータの配合量は、特に制限されず、１回の測定当り若しくはバイオセンサ１個当り、例えば、０．１～１０００ｍＭであり、好ましくは１～５００ｍＭであり、より好ましくは、１０～２００ｍＭである。
　（酸化還元酵素）
　酸化還元酵素としては、例えば、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、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がある。酸化還元酵素の量は、例えば、センサ１個当り、もしくは１回の測定当り、例えば、０．０１～１００Ｕであり、好ましくは、０．０５～１０Ｕであり、より好ましくは、０．１～５Ｕである。このなかでも、グルコースを測定対象にすることが好ましく、この場合の酸化還元酵素は、グルコースオキシダーゼおよびグルコースデヒドロゲナーゼが好ましい。
　試薬部９は、上述のように、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータ、光影響軽減剤を含み、任意成分として、緩衝剤、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を選択的に含む構成となっているが、それを調合するためには、全体の略８０％の水内にこれらの各物質を溶解させる。各物質を溶解させた試薬溶液を、絶縁基板４の血液成分測定対極（第２の電極の一例）６、血液成分測定作用極（第１の電極の一例）５及び血液成分検知極（第３の電極の一例）７の上に滴下し、乾燥させることで試薬部９が形成できる。
　なお、調合時には、水分が最も多く、次にメディエータ、次に光影響軽減剤、次に他の物質が多く含有された状態となっているが、乾燥した状態では、水が全量蒸発するので、メディエータが最も多く、次に光影響軽減剤で、次に他の物質が多く含有された状態となっている。
　（スペーサー１０）
　次に、スペーサー１０の材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板４と同様の材料が使用できる。また、スペーサー１０の大きさ（ホットメルト等の接着剤層も含む）は、特に制限されず、例えば、全長５～１００ｍｍ、幅３～５０ｍｍ、厚み０．０１～１ｍｍであり、好ましくは、全長７～５０ｍｍ、幅３～２０ｍｍ、厚み０．０５～０．５ｍｍであり、より好ましくは、全長１０～３０ｍｍ、幅３～１０ｍｍ、厚み０．０５～０．２５ｍｍである。スペーサー１０には、血液導入のための生体試料導入路１２となるＩ字形状の切欠部が形成されている。
　（カバー１１）
　また、カバー１１の材質は、特に制限されず、例えば、絶縁基板４と同様の材料が使用できる。カバー１１の生体試料導入路１２の天井部に相当する部分は、親水性処理することが、更に好ましい。親水性処理としては、例えば、界面活性剤を塗布する方法、又はプラズマ処理などによりカバー１１の表面に水酸基、カルボニル基、カルボキシル基などの親水性官能基を導入する方法がある。
　カバー１１の大きさは、特に制限されず、例えば、全長５～１００ｍｍ、幅３～５０ｍｍ、厚み０．０１～０．５ｍｍであり、好ましくは、全長１０～５０ｍｍ、幅３～２０ｍｍ、厚み０．０５～０．２５ｍｍであり、より好ましくは、全長１５～３０ｍｍ、幅３～１０ｍｍ、厚み０．０５～０．１ｍｍである。
　カバー１１には、空気孔１４が形成されていることが好ましく、形状は、例えば、円形、楕円形、多角形などであり、その大きさは、例えば、最大直径０．０１～１０ｍｍ、好ましくは、最大直径０．０５～５ｍｍ、より好ましくは、最大直径０．１～２ｍｍである。この空気孔１４は、例えば、レーザーやドリル等で穿孔して形成してもよいし、カバー１１の形成時に、空気抜き部が形成できるような金型を使用して形成してもよい。次に、このバイオセンサ２は、図３のように、絶縁基板４、スペーサー１０およびカバー１１をこの順序で積層し、一体化することにより製造できる。一体化には、３つの部材を接着剤で貼付けたり、もしくは熱融着してもよい。接着剤としては、例えば、エポキシ系接着剤、アクリル系接着剤、ポリウレタン系接着剤、また熱硬化性接着剤（ホットメルト接着剤等）、ＵＶ硬化性接着剤等が使用できる。
　なお、カバー１１は、生体試料導入路１２への血液進入を目視することが出来るように透明または半透明に形成されている。
　（測定装置３０）
　上述したように、測定装置３０は、本体ケース１を有し、本体ケース１には、バイオセンサ２の挿入口３が形成されている（図１参照）。そして、挿入口３の奥には、バイオセンサ２と接触する入力端子部８が設けられている。
　又、図２に示すように、入力端子部８には、電圧を印加する電圧印加部１５と、電流－電圧変換部１６が、切替回路１７を介して接続されている。
　具体的には、電圧印加部１５の印加電圧部１８は、切替回路１７、入力端子部８、バイオセンサ２の血液成分測定作用極５、試薬部９、血液成分測定対極６、血液成分検知極７、及び電圧印加部１５の基準電圧部１９へと接続されている。
　たとえば、印加電圧部１８の電圧を３００ｍＶとし、基準電圧部１９の電圧を２００ｍＶとした場合には、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６の間には、１００ｍＶの電圧が印加された状態となる。
　本実施形態においては、基準電圧部１９の電圧は、一定とし、印加電圧部１８の電圧を変動させることで、電圧波形を得るようにしている。
　なお、基準電圧部１９を設ける理由は、電源部２０からの供給電圧のノイズによる影響を小さくするためである。
　いずれにせよ、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６の間の電位差にもとづく電流が血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６の間に流れ、そこに流れる電流を、電圧に変換するものが、この図２においては、電流－電圧変換部（たとえば、血液成分測定対極６と基準電圧部１９間に設けた抵抗体）１６として表現されている。
　つまり、電圧印加部１５には、制御部２１を介して電圧が印加され、その時、バイオセンサ２に流れる電流は、電流－電圧変換部１６にて電圧に変換される。その後、この電圧はＡ／Ｄ変換部２２でデジタル変換され、このデジタル変換された電圧が判定手段２３によって閾値と比較される。
　また、制御部２１に接続された表示部２４には、バイオセンサ２で検出したグルコース値や、前記判定手段２３による判定結果が表示される。
　なお、図２の電源部２０は、前記各部に電源を供給するためのものである。
　また、２５は、ヘマトクリット値やグルコース測定時の印加電圧、印加時間等からなるテーブルや環境温度から予め作成した検量線および検量テーブルを備えたメモリ部である。
　また、制御部２１には、時計２６が接続され、制御部２１は、この時計２６の時刻、時間を活用して、各種制御動作を実行するように構成されている。
　さらに、制御部２１内には、補正手段２７が設けられ、測定した血糖値をヘマトクリット値や各種妨害物質の影響を考慮して補正することで、血糖値の測定精度を高めるものである。
（生体試料測定システム１００の使用）
　バイオセンサ２が挿入口３に差し込まれると、入力端子部８が、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７に接続される。また、挿入口３内のスイッチ（図示せず）がバイオセンサ２に押下される。スイッチの押下により、制御部２１はバイオセンサ２が装着されたと判断し、測定器３０を試料待機状態とする。試料待機状態とは、制御部２１の制御の下、印加電圧部１８が入力端子部８を介して、血液成分測定作用極５及び血液成分検知極７間への電圧印加を開始し、かつ電流―電圧変換部１６が電流測定を開始した後であって、液体試料がまだ測定に供されていない状態である。
　使用者が、バイオセンサ２の血液供給口１３に液体試料を付着させると、毛細管現象によって、血液供給口１３から生体試料導入路１２に液体試料が引き込まれる。
　液体試料としては、例えば、血液、汗、尿等の生体由来の液体試料や、環境由来の液体試料、食品由来の液体試料等が用いられる。例えば、バイオセンサ２を血糖値センサとして用いる場合、使用者は、自身の指、掌、又は腕等を穿刺して、少量の血液を搾り出し、この血液を液体試料として、バイオセンサ２での測定に供する。
　液体試料が血液成分測定作用極５及び血液成分検知極７に到達すると、制御部２１が、電流―電圧変換部１６を介して受け取る電流値が変化する。この変化から、制御部２１は、液体試料がバイオセンサ２に吸引されたと判断する。こうして液体試料の吸引が検知されると、測定が開始される。
　バイオセンサ２内では、液体試料中に試薬部９中の酵素及びメディエータ等の成分が溶解する。こうして、バイオセンサ２の血液成分測定作用極５及び血液成分測定対極６上で、液体試料、酵素、及びメディエータが互いに接触する。
　制御部２１の制御により、切替回路１７は、基準電圧部１９及び電流―電圧変換部１６に接続する。こうして、血液成分測定作用極５及び血液成分測定対極６との間に電圧が印加される。ここで印加される電圧については、図４（ａ）及び図４（ｂ）を用いて以下に詳細に説明するが、後述する第２の印加期間において血液成分測定作用極５及び血液成分測定対極６との間に生じた電流が、電流―電圧変換部１６に伝達される。
　電流―電圧変換部１６へ流れた電流は電圧へ変換される。そして、この電圧はＡ／Ｄ変換部２２によりさらにパルスへと変換される。制御部２１は、このパルスから、補正手段２７による補正を行い特定成分の濃度を算出する。制御部２１により算出された値は、表示部２４に表示される。その際、使用者へのその他の情報が共に表示されることもある。
　測定終了後は、使用者はバイオセンサ２を挿入口３から取り外すことができる。
　（測定における印加電圧）
　次に、測定における印加電圧について、図４（ａ）及び図４（ｂ）を用いて説明する。図４（ａ）は、印加電圧を示す図である。図４（ｂ）は、電圧を印加することによって生じる信号を示す図である。
　図４（ａ）の印加においては、休止時間（例えば、１秒間）を挟んで、第１の印加期間と第２の印加期間の２つの印加パターンを示している。
　第１の印加期間は、前処理電圧印加モードまたはプリ印加モードとも言われている。この第１の印加期間は、制御部２１からの指示により、入力端子部８を経由して、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６の間に、図４（ａ）に示す印加電圧Ｖ１（例えば、０．３５Ｖ）を印加時間Ｔ１（例えば、２秒間）、前処理電圧として印加する期間である。
　また、休止期間（休止モード）は、前処理電圧印加期間（第１の印加期間）の後に、入力端子部８を経由して血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６間に印加していた前処理電圧印加を停止する期間である。つまり、血液中のグルコースと酸化還元酵素とが一定時間反応させられる事になる。
　第２の印加期間は、測定電圧印加モードであり、前記休止期間の後、入力端子部８を経由して、血液成分測定作用極５と血液成分測定対極６の間に、図４（ａ）に示す印加電圧Ｖ２（例えば、０．２５Ｖ）を印加時間Ｔ２（例えば、測定開始から３秒後の２秒間）印加し、血糖値などの生体情報を測定する期間である。
　上記のように、第１の印加期間、休止期間及び第２の印加期間の図４（ａ）に示す電圧印加パターンを印加した場合、酵素反応により血液成分測定作用極５及び血液成分測定対極６の上に生じた還元状態の電子伝達体（メディエータ）が酸化され、その酸化電流が検出される。この生体試料測定システム１００で検出された酸化電流は、図４（ｂ）に示すような信号波形として出力されることになる。
　このバイオセンサ２からの信号（図４（ｂ）の右側の波形）から、目的の生体情報（グルコース濃度である血糖値など)の測定を行なう。
　ここで、図４（ａ）では、印加時間Ｔ１とＴ２の間に印加しない休止期間を設けているが、本発明は、これに限られない。
　また、図４（ａ）及び図４（ｂ）においては、印加電圧Ｖ１を印加電圧Ｖ２より高い電圧にしているが、これに限られることはなく、印加電圧Ｖ１の方が印加電圧Ｖ２よりも高くても良く、印加電圧Ｖ１と印加電圧Ｖ２の電圧は同じでもよい。
　（試薬部９及びそれに含まれる光影響軽減剤）
　以上の構成において、本実施の形態における最も特徴的な事は、試薬部９に光影響軽減剤を混入させたことである。
　この試薬部９は、図３から理解されるように、平面視が円形状のものであり、それを中心部分で切断すると、図５に示す状態となっている。すなわち、試薬部９は略円柱形状に形成されている。
　つまり、試薬部９は、図３に示すように絶縁基板４上における平面視の状態で、内周部分の肉厚ｄ１よりも外周部分の肉厚ｄ２が厚くなった状態となっている。
　このように、試薬部９を、絶縁基板４上における平面視の状態で、内周部分の肉厚ｄ１よりも外周部分の肉厚ｄ２を厚くする事は、その製造時において簡単に実現することが出来る。
　すなわち、この試薬部９は、上述のように、全体の略８０％の水内に、グルコースデヒドロゲナーゼ等の酸化還元酵素、メディエータ及び光影響軽減剤を含ませ、任意成分として、緩衝剤、高分子材料及び酵素安定化剤、結晶均質化剤等を選択的に含ませた状態となっている試薬溶液を、絶縁基板４上に滴下させ、その後、乾燥させることにより形成される。
　この時、試薬溶液が滴下された状態では、外周部分から乾燥が行われるので、その内方部分は、外周方向へと移動しながら全体の乾燥が行われ、その結果として、所謂、コーヒーリング状態となる。
　つまり、乾燥した状態における試薬部９は、絶縁基板４上における平面視の状態で、内周部分の肉厚ｄ１よりも外周部分の肉厚ｄ２が厚くなっているのである。
　そして、このような乾燥状態においては、光影響軽減剤は、試薬部９の内部よりも表面部分（カバー１１側）に多く偏在した状態となる。
　その理由は、いまだ十分に解明出来ていない部分もあるが、使用される光影響軽減剤の化学構造式が影響していると考えられる。光影響軽減剤としては、青色１号（ブリリアントブルーＦＣＦ）、緑３号（ファストグリーンＦＣＦ）、及び黄色４号（タートラジン）等を用いることが出来る。
　図６は、光影響軽減剤として、青色１号（ブリリアントブルーＦＣＦ）の化学構造式を示し、図７は、緑３号（ファストグリーンＦＣＦ）の化学構造式を示し、図８は、黄色４号（タートラジン）の化学構造式を示している。これら青色１号、緑３号及び黄色４号は、いずれも化学構造式として、疎水性ベンゼン環部分および親水性ベンゼン環部分を有している。尚、ベンゼン環部分とは、ベンゼン環の置換体、還元体、誘導体等を含んでいるものであり、置換基が２つ以上であっても良い。
　ここで、図６に示す青色１号では、親水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうちスルフォフェニル基の部分を示し、疎水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうち４－エチルアミノフェニル－メチリデニルシクロヘキサジエンの部分（点線で囲われているα部分）を示している。又、図７に示す緑色３号では、親水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうちスルフォフェニル基、又は4-ヒドロキシ-2-スルホフェニル基の部分を示し、疎水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうち４－エチルアミノフェニル－メチリデニルシクロヘキサジエンの部分（点線で囲われているα部分）を示している。又、図８に示す黄色４号では、親水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうちスルフォフェニル基の部分を示し、疎水性ベンゼン環部分とは、化学構造式のうち４－ヒドラゾノピラゾールの部分（点線で囲われているα部分）を示している。
　このため、乾燥時には、上述した内方部分が、外周方向へと移動しながらの乾燥状況において、疎水性ベンゼン環部分が表面側（カバー１１側）に表出する状態、つまり、試薬部９の表面側へと浮き出る状況で乾燥が進むこととなり、その結果として、光影響軽減剤は、試薬部９の内部よりも表面部分（カバー１１側）に多く偏在した状態となる。図９は、青色１号を添加していない状態の試薬と、青色１号を添加した状態の試薬を示す模式図である。図９に示すように、青色１号が添加されている試薬部９では、光影響軽減剤の一例である青色１号が試薬部９の表面に多く偏在した状態となる。
　なお、この状態は、光影響軽減剤の疎水性ベンゼン環部分が、試薬部９の表層側に向けて配置された状態とも表現される。
　この事は、極めて重要なこととなり、上述のように、光影響軽減剤は、メディエータよりも少量しか混入させていないにもかかわらず、試薬部９の表面部分においては、内部よりも多く偏在することで、この試薬部９に対する光の影響を効果的に軽減することが出来るものとなる。
　このような点についてさらに説明を続けると、試薬部９は、光の影響を受け、特にメディエータの機能が劣化してしまうので、これを抑制することが本実施形態における最も大きな特徴点である。
　本実施形態で用いた試薬部９のメディエータは、たとえば４００～５００ｎｍの光による影響を受けるものであるので、用いる光影響軽減剤は、上述のように、青色１号（ブリリアントブルーＦＣＦ）、緑３号（ファストグリーンＦＣＦ）または黄色４号（タートラジン）とした。
　これらの青色１号（ブリリアントブルーＦＣＦ）、緑３号（ファストグリーンＦＣＦ）及び黄色４号（タートラジン）は、４００～５００ｎｍの光を吸収し、それ自体は劣化（たとえば、これは色が薄くなってしまう状態でも表現される）するが、メディエータには、その分、この４００～５００ｎｍの光が到達しにくくなり、この結果として、メディエータの機能が劣化しにくくなる。
　このため、本実施形態のバイオセンサ２を用いた生体試料の測定、たとえば、血糖値の測定時においては、メディエータによる電子伝達機能が適切に発揮され、その結果として、適切な生体試料の測定が行われることとなる。
　本実施の形態で用いる光影響軽減剤である緑色３号、青色１号及び黄色４号について更に詳しく説明する。
　図１０は、青色１号、緑色３号及び黄色４号のそれぞれの最大吸収波長（ｎｍ）、その波長における吸光度（Ａｂｓ）、その吸光度を示す濃度（ｃ（Ｍ））、モル吸光係数（ε）、及びメディエータの一例であるＰＱＳＡとのモル吸光係数との比を、ＰＱＳＡとともに示す表である。尚、Ａｂｓ＝εｃｌ（ｌはセル長であり、１ｃｍに設定）である。
　又、図１１（ａ）は、３５０ｎｍ～５００ｎｍ付近の緑色３号とＰＱＳＡの吸収スペクトルを示す図である。図１１（ｂ）は、３５０ｎｍ～５００ｎｍ付近の青色１号とＰＱＳＡの吸収スペクトルを示す図である。図１１（ｃ）は、３５０ｎｍ～５００ｎｍ付近の黄色４号とＰＱＳＡの吸収スペクトルを示す図である。尚、図１１（ａ）では、緑色３号の濃度は０．５ｍＭであり、ＰＱＳＡの濃度は０．１ｍＭである。又、図１１（ｂ）では、青色１号の濃度は０．１ｍＭであり、ＰＱＳＡの濃度は０．１ｍＭである。又、図１１（ｃ）では、黄色４号の濃度は０．０１ｍＭであり、ＰＱＳＡの濃度は０．１ｍＭである。
　図１１（ａ）、図１１（ｂ）及び図１１（ｃ）に示すように、ＰＱＳＡに対して影響を与える波長（４１４ｎｍ）近辺に、緑色３号、青色１号及び黄色４号は吸収を有している。また、図１０に示すように、緑色３号、青色１号及び黄色４号は、波長（４１４ｎｍ）近辺で、ε比が少なくとも１よりも高いため、ＰＱＳＡよりも光を吸収しやすく、ＰＱＳＡの光吸収による劣化を防ぐことが出来る。
　（バイオセンサの製造方法）
　以下にバイオセンサの製造方法について説明する。図１２は、バイオセンサの製造方法を示す工程図である。
　図１２のＳ１に示すように、はじめに、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７が形成された絶縁基板４が作成される。
　次に、図１２のＳ２に示すように、試薬溶液が調整される。この試薬溶液としては、水に、少なくとも測定対象物を酸化又は脱水素する酸化還元酵素、酸化還元酵素と電子の授受を行うメディエータ及び光影響軽減剤を溶解させ、任意成分として、緩衝剤、高分子材料、酵素安定化剤、結晶均質化剤等を選択的に溶解させて作成される。
　次に、図１２のＳ３に示すように、各電極が形成された絶縁基板４の上に、血液成分測定作用極５、血液成分測定対極６及び血液成分検知極７に渡るように試薬溶液が滴下される（載置工程の一例）。
　次に、図１２のＳ４に示すように、絶縁基板４上に載置された試薬溶液が乾燥される（乾燥工程の一例）。
　最後に、図１２のＳ５に示すように、絶縁基板４、スペーサー１０およびカバー１１をこの順序で積層し、一体化し、バイオセンサが製造される。
　（実施例）
　上記実施の形態について、実施例を用いてより詳細に説明する。
　（緑色３号の太陽光暴露影響）
　図１３（ａ）は、緑色３号を用いた際の太陽光暴露影響のグラフを示す図である。図１３（ｂ）は、青色１号を用いた際の太陽光暴露影響のグラフを示す図である。図１３（ｃ）は、黄色４号を用いた際の太陽光暴露影響のグラフを示す図である。
　図１３（ａ）では、例えば、図１４（ａ）に示す表の試薬を水に添加して試薬溶液を作成し、その試薬溶液を乾燥させることによって、試薬部を作成した。
　試薬溶液の組成は、ｗｔ（重量）％で水が91.25％、酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼが7.41%、緑色３号(分子量808.87)が0.08%、緩衝剤としてＫ2ＨＰＯ4、ＫＨ2ＰＯ4並びにＮａＨ2ＰＯ4が全部で0.2％、接着剤として高分子材料であるＣＭＣ（カルボキシメチルセルロース）が0.13％、酵素安定化剤としてＡＴＡ（3-アミノ-1,2,4-トリアゾール）が0.04％、保存安定化剤としてマルチトールが0.17%、メディエータとしてＰＱＳＡが0.70％、及びその他選択部材が0.03％となっている。これにより、緑色３号の濃度が１．０ｍＭの試薬溶液が作成される。
　また、図１４（ｂ）に示す組成とすることにより緑色３号の濃度が１０ｍＭの試薬溶液が作成される。また、ＰＱＳＡ（分子量309.28）の濃度は、いずれの場合も２２．６ｍＭとなる。
　一方、比較例として色素を添加していない試薬溶液も作成される。これら３種類の試薬溶液を用いて試薬部が作成され、太陽光の曝露による測定値の影響が確認された。
　これら色素なし試薬溶液、緑色３号１ｍＭの試薬溶液、及び緑色３号１０ｍＭの試薬容器を用いてそれぞれ試薬部を作成し、その試薬部を用いて、太陽光に１時間暴露した場合と暴露していない場合においてサンプル溶液の測定結果の比較を行う。尚、図１４（ａ）、（ｂ）には、乾燥後の試薬部の各成分の重量（ｗｔ）％が示されている。
　具体的には、太陽光暴露を行っていない色素なし試薬を用いて、サンプル溶液（グルコース濃度が約48mg/dLのHct42%の溶液）を測定した場合の５回測定の平均値が41.5mg/dLであり、太陽光暴露後の色素なし試薬を用いて、グルコース濃度が約48mg/dLのHct42%のサンプル溶液を測定した場合の５回測定の平均値が87.2mg/dLであった。このため、色素なし試薬を用いた場合の、光暴露を行っていない場合からの測定値の乖離は（87.2-41.5）/41.5=110.1であり、110.1%となる。
　すなわち、図１３のグラフにおける乖離率は、（太陽光曝露後の測定値―太陽光曝露なしの測定値）／太陽光曝露なしの測定値の式で求められる。
　太陽光暴露なしの緑色３号１ｍＭ試薬を用いて、上記サンプル溶液を測定した場合の５回の平均値が41.7mg/dLであり、太陽光暴露有りの緑色３号１ｍＭ試薬を用いて上記サンプル溶液を測定した場合の５回の平均値が76.4mg/dLであった。このため、緑色３号０．１ｍＭ試薬を用いた場合の、光暴露を行っていない場合からの測定値の乖離は（76.4-41.7）/41.7=83.3であり、83.3%となる。
　太陽光暴露なしの緑色３号１０ｍＭ試薬を用いて、上記サンプル溶液を測定した場合の５回の平均値が40.9mg/dLであり、太陽光暴露有りの緑色３号１０ｍＭ試薬を用いて上記サンプル溶液を測定した場合の５回の平均値が62.5mg/dLであった。このため、緑色３号１０ｍＭ試薬を用いた場合の、光暴露を行っていない場合からの測定値の乖離は（62.5-40.9）/40.9=0.526であり、52.6%となる。
　これらの結果が、図１３（ａ）に示されている。１ｍＭの場合、色素なしの場合と比較して、太陽光暴露なしからの乖離が小さくなっており、太陽光暴露影響の抑制効果が発揮されていることが分かる。また、１ｍＭの場合と１０ｍＭの場合を比較すると、色素の添加量を増やすことにより、より抑制効果が発揮されることが分かる。
　上述したように、試薬部９を形成するための試薬溶液における緑色３号の濃度が、１ｍＭ以上で太陽光曝露影響の抑制効果が発揮されているが、図１３（ａ）から緑色３号が１０ｍＭの濃度の試薬溶液を用いた場合に抑制効果が得られていることから、試薬部９を形成するための試薬溶液における緑色３号の濃度が、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下の範囲であるほうがより好ましい。また、このときの緑色３号は、乾燥後におけるメディエータとのモル比では、0.0442(=1/22.6)以上、0.442(=10/22.6)以下となる。すなわち、緑色３号は、メディエータに対してモル比０．０４４２以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、そのモル比は、更に０．４４２以下であるほうが好ましい。
　また、図１４に示すように、緑色３号の乾燥後における試薬部全体に対する重量割合が、６．０１％以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、その重量割合は更に３９．０２％以下であるほうが好ましい。
　（青色１号の太陽光暴露影響）
　図１３（ｂ）では、例えば、図１５（ａ）に示す表の試薬を水に添加して試薬溶液を作成し、その試薬溶液を乾燥させることによって、測定用試薬を作成した。
　試薬溶液の組成は、ｗｔ（重量）％として、水が91.25％、酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼが7.41%、青色１号(分子量792.86)が0.08%、緩衝剤としてＫ2ＨＰＯ4、ＫＨ2ＰＯ4並びにＮａＨ2ＰＯ4が全部で0.2％、接着剤として高分子材料であるＣＭＣ（カルボキシメチルセルロース）が0.13％、酵素安定化剤としてＡＴＡ（3-アミノ-1,2,4-トリアゾール）が0.04％、保存安定化剤としてマルチトールが0.17%、メディエータとしてＰＱＳＡが0.70％、及びその他選択部材が0.03％となっている。これにより、青色１号の濃度が１ｍＭの試薬溶液が作成される。
　また、図１５（ｂ）に示す組成とすることにより青色１号の濃度が５ｍＭの試薬溶液が作成される。また、ＰＱＳＡ（分子量309.28）のモル濃度はいずれも２２．６ｍＭとなっている。
　これら青色１号１ｍＭの試薬溶液、及び青色１号５ｍＭの試薬溶液のそれぞれを用いて試薬部を作成し、その試薬部を用いて、太陽光に１時間暴露した場合と、暴露していない場合において緑色３号と同様のサンプル溶液の測定結果の比較を行う。尚、図１５（ａ）、（ｂ）には、乾燥後の試薬部の各成分の重量（ｗｔ）％が示されている。
そして、緑色３号と同様の計算によってそれぞれの試薬部を用いた場合の乖離率を求めると、青色１号１ｍＭの場合、乖離率は84.3％となり、青色１号５ｍＭの場合、乖離率は24.7%となった。
　これらの結果が、色素が添加されていない試薬による結果（比較例）とともに図１３（ｂ）に示されている。図１３（ｂ）に示すように、青色１号を添加することにより太陽光暴露影響の抑制効果が発揮されていることが分かる。また、１ｍＭの場合と５ｍＭの場合を比較すると、色素の添加量を増やすことにより、より抑制効果が発揮されることが分かる。
　以上のように、試薬部９を形成するための試薬溶液における青色１号の濃度が、１ｍＭ以上で太陽光曝露影響の抑制効果が発揮されている。又、図１３（ｂ）から青色１号が５ｍＭの濃度の試薬溶液を用いた場合に抑制効果が得られていることが分かるため、試薬部９を形成するための試薬溶液における青色１号の濃度が、１ｍＭ以上、５ｍＭ以下の範囲であるほうがより好ましい。また、このときの青色１号は、乾燥後におけるメディエータとのモル比では、0.0442（＝1/22.6）以上、０．２２１(=5/22.6)以下となる。すなわち、青色１号は、メディエータに対してモル比０．０４４２以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、そのモル比は、更に０．２２１以下であるほうがより好ましい。
　また、図１５に示すように、青色１号の乾燥後における試薬部全体に対する重量割合が、５．９０％以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、その重量割合は、更に２３．８７％以下であるほうが好ましい。
　（黄色４号の太陽光暴露影響）
　図１３（ｃ）では、例えば、図１６（ａ）に示す表の試薬を水に添加して溶液を作成し、その溶液を乾燥させることによって、測定用試薬を作成した。
　試薬溶液の組成は、ｗｔ％で水が91.25％、酵素としてグルコースデヒドロゲナーゼが7.41%、黄色４号(分子量534.37)が0.01%、緩衝剤としてＫ2ＨＰＯ4、ＫＨ2ＰＯ4並びにＮａＨ2ＰＯ4が全部で0.2％、接着剤として高分子材料であるＣＭＣ（カルボキシメチルセルロース）が0.13％、酵素安定化剤としてＡＴＡ（3-アミノ-1,2,4-トリアゾール）が0.04％、保存安定化剤としてマルチトールが0.17%、メディエータとしてＰＱＳＡが0.70％、及びその他選択部材が0.03％となっている。これにより、黄色４号の濃度が１ｍＭの試薬溶液が作成される。
　また、図１６（ｂ）に示す組成とすることにより黄色４号の濃度が５ｍＭの溶液が作成される。更に、図１６（ｃ）に示す組成とすることにより黄色４号の濃度が１０ｍＭの溶液が作成される。一方、比較として色素を添加していない試薬も作成する。また、ＰＱＳＡ（分子量309.28）の濃度は、いずれの場合も２２．６ｍＭとなる。
　これら黄色４号１ｍＭの試薬溶液、黄色４号５ｍＭの試薬溶液及び黄色４号１０ｍＭの試薬溶液を用いてそれぞれ試薬部を作成し、その試薬部を用いて、太陽光に１時間暴露した場合と暴露していない場合において緑色３号と同様のサンプル溶液の測定結果の比較を行う。尚、図１６（ａ）～（ｃ）には、乾燥後の試薬部の各成分の重量（ｗｔ）％が示されている。
　そして、緑色３号と同様の計算によってそれぞれの試薬部を用いた場合の乖離率を求めると、黄色４号１ｍＭの場合、乖離率は66.3%となり、黄色４号５ｍＭの場合、乖離率は28.4%となり、黄色４号１０ｍＭの場合、乖離率は19.5%となった。
　これらの結果が、色素が添加されていない試薬による結果（比較例）とともに図１３（ｃ）に示されている。図１３（ｃ）に示すように、黄色４号を添加することにより、色素なしの場合と比較して、太陽光暴露なしからの乖離が小さくなっており、太陽光暴露影響の抑制効果が発揮されていることが分かる。また、１ｍＭの場合、５ｍＭの場合及び１０ｍＭの場合を比較すると、色素の添加量を増やすことにより、より抑制効果が発揮されることが分かる。
　上述したように、試薬部９を形成するための試薬溶液における黄色４号の濃度が、１ｍＭ以上で太陽光曝露影響の抑制効果が発揮されている。また、図１３（ｃ）から黄色４号が１０ｍＭの濃度の試薬溶液を用いた場合に抑制効果が得られていることが分かるため、試薬部９を形成するための試薬溶液における黄色４号の濃度が、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下の範囲であるほうがより好ましい。また、このときの黄色４号は、乾燥後におけるメディエータとのモル比では、0.0442（＝1/22.6）以上、0.442(＝10/22.6))以下となる。すなわち、黄色４号は、メディエータに対してモル比０．０４４２以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、そのモル比は、更に０．４４２以下であるほうが好ましい。
　また、図１６に示すように、黄色４号の乾燥後における試薬部全体に対する重量割合が、４．０６％以上で太陽光曝露影響の抑制効果を発揮し、その重量割合は、更に２９．７１％以下であるほうがより好ましい。
　本実施形態において特筆すべきは、各バイオセンサ２自体が、光による劣化を抑制できるようになった事である。従来品では、光による影響を受け、実使用が不可能なものとなる場合があったが、例えば、収容容器から取り出したバイオセンサ２を１時間放置したままの状態としても、従来品（光影響軽減剤なし）に比べて、光による影響を受け難く、そのまま実使用が可能なものとなった。
　（特徴等）
　（１）
　上記実施の形態のバイオセンサ２は、血液成分測定作用極５と、血液成分測定対極６と、試薬部９とを備える。試薬部９は、血液成分測定作用極５と、血液成分測定対極６の近傍に設けられている。試薬部９は、メディエータと、酸化還元酵素と、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質を含む。
　これにより、メディエータが光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収して劣化することを低減することが出来る。
　（２）
　上記実施の形態のバイオセンサ２は、血液成分測定作用極５と、血液成分測定対極６と、試薬部９とを備える。試薬部９は、血液成分測定作用極５と、血液成分測定対極６の近傍に設けられている。試薬部９は、メディエータと、酸化還元酵素と、光影響低減剤を含む。
　光影響低減剤は、メディエータの光の影響による劣化を低減するものである。
　これにより、メディエータが太陽光などに曝露されて劣化することを低減することが出来る。
　（３）
　また、上記実施の形態のバイオセンサ２は、血液成分測定作用極５及び血液成分測定対極６のうち少なくとも一方の電極が表面に配置された絶縁基板４（基板の一例）を備えている。試薬部９は、絶縁基板４の少なくとも一方の電極上に配置されている。
　これにより、液体試料が供給されることにより電極とメディエータとの間に電子の授受を行うことが出来。液体試料中の対象物を測定することが出来る。
　（４）
　また、上記実施の形態のバイオセンサ２では、図５に示すように、試薬部９は、絶縁基板４上に配置された状態で、内側部分の肉厚ｄ１よりも外周部分の肉厚ｄ２が厚く形成されている。
　（５）
　また、上記実施の形態のバイオセンサ２では、図５に示すように、試薬部９は、絶縁基板４に配置された状態で、平面視において円形状である。
　（６）
　また、上記実施の形態のバイオセンサ２は、図３に示すように、スペーサー１０と、カバー１１とを備える。スペーサー１０は、絶縁基板４の試薬部９が形成された側に積層されている。カバー１１は、スペーサー１０の絶縁基板４と反対側に積層されており、透明または半透明である。スペーサー１０には、試薬部９に対応する部分に生体試料を試薬部９に導く生体試料導入部１２が形成されている。
　これにより、生体試料は生体試料導入部１２に毛細管現象により吸い込まれて測定を行うことができるため、少量の生体試料で測定対象物の濃度を測定することが可能となる。
　（７）
　上記実施の形態において、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、化学構造式において、疎水性ベンゼン環部分および親水性ベンゼン環部分を有する。
　これにより、試薬部９を形成するために試薬溶液を乾燥させる際、疎水性ベンゼン環部分が表面側（カバー１１側）に表出する状態、つまり、試薬部９の表面側へと浮き出る状況で乾燥が進むこととなり、その結果として、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、試薬部９の内部よりも表面部分（カバー１１側）に多く偏在した状態となる。これにより、少量の光影響軽減剤によってメディエータに対する光の影響を効果的に軽減することが出来る。
　（８）
　上記実施の形態において、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、疎水性ベンゼン環部分を前記試薬部の表層側に向けて配置される。
　これにより、少量の光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質によってメディエータに対する光の影響を効果的に軽減することが出来る。
　（９）
　上記実施の形態において、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、ブリリアントブルーＦＣＦ（青色１号）ファストグリーンＦＣＦ（緑３号）もしくはタートラジン（黄色４号）である。
　ブリリアントブルーＦＣＦ（青色１号）ファストグリーンＦＣＦ（緑３号）もしくはタートラジン（黄色４号）は、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍ内の所定の波長におけるモル吸光係数が大きく、そのモル吸光係数よりも小さいメディエータを用いることにより、メディエータよりも光りが吸収しやすいため、効率よくメディエータの光りによる影響を低減することが出来る。
　（１０）
　上記実施の形態において、試薬部９は、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質のモル数は、メディエータのモル数よりも少ない。
　これにより、メディエータよりも少量の光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質によってメディエータに対する光の影響を効果的に軽減することが出来る。
　（１１）
　上記実施の形態において、図１３及び図１４に示すようにファストグリーンＦＣＦの試薬部９全体に対する重量割合は、６．０１％以上、３９．０２％以下である。
　これにより、メディエータに対する光の影響を効果的に軽減することが出来る。
　（１２）
　上記実施の形態において、図１３及び図１４に示すようにファストグリーンＦＣＦの試薬部９全体に対する重量割合は、メディエータの試薬部９全体に対する重量割合の１１．６％以上、１１６％以下である。
　これにより、メディエータに対する光の影響を効果的に軽減することが出来る。
　（１３）
　上記実施の形態において、図１３及び図１５に示すようにブリリアントブルーＦＣＦの試薬部９全体に対する重量割合は、５．９％以上、２３．８７％以下である。
　（１４）
　上記実施の形態において、図１３及び図１５に示すようにブリリアントブルーＦＣＦの試薬部９全体に対する重量割合は、メディエータの試薬部９全体に対する重量割合の１１．４％以上、５６．８％以下である。
　（１５）
　上記実施の形態において、図１３及び図１６に示すようにタートラジンの試薬部９全体に対する重量割合は、４．０６％以上、２９．７１％以下である。
　（１６）
　上記実施の形態において、図１３及び図１６に示すようにタートラジンの試薬部９全体に対する重量割合は、メディエータの試薬部９全体に対する重量割合の７．６６％以上、７６．６％以下である。
　（１７）
　上記実施の形態において、光影響軽減剤は、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質である。
　これにより、メディエータが光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収して劣化することを低減することが出来る。
　（１８）
　上記実施の形態において、バイオセンサの製造方法は、載置工程と、乾燥工程とを備えている。載置工程は、少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びファストグリーンＦＣＦを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する。乾燥工程は、載置された前記試薬溶液を乾燥させる。試薬溶液におけるファストグリーンＦＣＦの濃度は、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下である。
　これにより、メディエータが太陽光などに曝露されて劣化することを低減することが出来る。
　（１９）
　上記実施の形態において、バイオセンサの製造方法は、載置工程と、乾燥工程とを備えている。載置工程は、少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びブリリアントブルーＦＣＦを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する。乾燥工程は、載置された前記試薬溶液を乾燥させる。試薬溶液におけるブリリアントブルーＦＣＦの濃度は、１ｍＭ以上、５ｍＭ以下である。
　これにより、メディエータが太陽光などに曝露されて劣化することを低減することが出来る。
　（２０）
　上記実施の形態において、バイオセンサの製造方法は、載置工程と、乾燥工程とを備える。載置工程は、少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びタートラジンを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する。乾燥工程は、載置された試薬溶液を乾燥させる。試薬溶液におけるタートラジンの濃度は、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下である。
　これにより、メディエータが太陽光などに曝露されて劣化することを低減することが出来る。
　（他の実施の形態）
　（Ａ）
　上記実施の形態では、メディエータの一例としてＰＱＳＡが用いられたが、これに限らず他のメディエータを用いてもよい。
　図１７（ａ）、図１７（ｂ）、及び図１７（ｃ）は、それぞれメディエータとして用いられるフェリシアン化カリウム、フェロセニルメチルドデシルアンモニウムブロミド及びヘキサクロロオキサメートの吸光スペクトルを示す図である。
　図１７（ａ）～図１７（ｃ）に示すように、フェリシアン化カリウム、フェロセニルメチルドデシルアンモニウムブロミド及びヘキサクロロオキサメートは、４００～５００ｎｍの波長の光を吸収するため、太陽光暴露による影響を受けやすい。
　従って、これらのメディエータを用いる場合には、本実施の形態の光影響軽減剤を用いることによって、太陽光暴露によって測定値に生じる影響を軽減することが出来る。すなわち、本発明の光影響軽減剤は、４００～５００ｎｍ付近の波長の光を吸収するメディエータを用いる場合に効果をより発揮できる。
　（Ｂ）
　また、本発明の試薬の組成は、上記実施の形態で用いた組成に限られない。例えば、上記実施の形態では、緩衝剤として、Ｋ2ＨＰＯ40.0016g、ＫＨ2ＰＯ4並びにＮａＨ2ＰＯ4が用いられているが、これらに限らず、ＨＥＰＥＳ等、他の緩衝剤が用いられても良い。
　以上のように、本発明によれば、各バイオセンサ自体が光による影響を受けにくいものとする事ができ、その結果として、バイオセンサの劣化を抑制することが出来るのである。
　したがって、例えば、血糖値などの生体情報を検出するバイオセンサとしての活用が期待される。
　１　本体ケース
　２　バイオセンサ
　３　挿入口
　４　絶縁基板（基板の一例）
　５　血液成分測定作用極（第１の電極の一例）
　６　血液成分測定対極（第２の電極の一例）
　７　血液成分検知極
　８　入力端子部
　９　試薬部
　１０　スペーサー
　１１　カバー
　１２　生体試料導入路
　１３　血液供給口
　１４　空気孔
　１５　電圧印加部
　１６　電流－電圧変換部
　１７　切替回路
　１８　印加電圧部
　１９　基準電圧部
　２０　電源部
　２１　制御部
　２２　Ａ／Ｄ変換部
　２３　判定手段
　２４　表示部
　２５　メモリ部
　２６　時計
　２７　補正手段

                                                                                

Claims (20)

  1. 　第１の電極と、
    　第２の電極と、
    　前記第１の電極及び前記第２の電極の近傍に設けられた試薬部と、
    を備え、
    　前記試薬部は、
    　メディエータと、
    　酸化還元酵素と、
    　光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質と、
    を含む、バイオセンサ。
  2. 　第１の電極と、
    　第２の電極と、
    　前記第１の電極及び前記第２の電極の近傍に設けられた試薬部と、
    を備え、
    　前記試薬部は、
    　メディエータと、
    　酸化還元酵素と、
    　前記メディエータに対する光の影響を軽減する光影響軽減剤と、
    を含む、バイオセンサ。
  3. 　前記第１の電極及び前記第２の電極のうち少なくとも一方の電極が表面に配置された基板を備え、
    　前記試薬部は、前記基板上の前記少なくとも一方の電極上に配置された、
    　請求項１又は２に記載のバイオセンサ。
  4. 　前記試薬部は、前記基板上に配置された状態で、内側部分の肉厚よりも外周部分の肉厚が厚く形成されている、
    　請求項３に記載のバイオセンサ。
  5. 　前記試薬部は、前記基板上に配置された状態で、平面視において円形状である、
    　請求項４に記載のバイオセンサ。
  6. 　前記基板の前記試薬部が形成された側に積層されたスペーサーと、
    　前記スペーサーの前記基板と反対側に積層された透明または半透明のカバーとを備え、
    　前記スペーサーには、前記試薬部に対応する部分に生体試料を前記試薬部に導く生体試料導入部が形成されている、
    請求項３から５のいずれか一つに記載のバイオセンサ。
  7. 　前記光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、化学構造式において、疎水性ベンゼン環部分および親水性ベンゼン環部分を有する、
    請求項１、３から６のいずれか一つに記載のバイオセンサ。
  8. 　前記光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、前記疎水性ベンゼン環部分を前記試薬部の表層側に向けて配置される、
    請求項７に記載のバイオセンサ。
  9. 　前記光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質は、ブリリアントブルーＦＣＦ、ファストグリーンＦＣＦもしくはタートラジンである、
    請求項１、３から８のいずれか一つに記載のバイオセンサ。
  10. 　前記光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質の前記試薬部全体に対するモル数は、前記メディエータのモル数よりも少ない、
    請求項１、３から９のいずれか一つに記載のバイオセンサ。
  11. 　前記ファストグリーンＦＣＦの前記試薬部全体に対する重量割合は、６．０１％以上、３９．０２％以下である、
    請求項１、３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  12. 　前記ファストグリーンＦＣＦのモル数の前記メディエータのモル数に対する比は、０．０４４２以上、０．４２２以下である、請求項１及び３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  13. 　前記ブリリアントブルーＦＣＦの前記試薬部全体に対する重量割合は、５．９％以上、２３．８７％以下である、
    請求項１、３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  14. 　前記ブリリアントブルーＦＣＦのモル数の前記メディエータのモル数に対する比は、０．０４４２以上、０．２２１以下である、請求項１、３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  15. 　前記タートラジンの前記試薬部全体に対する重量割合は、４．０６％以上、２９．７１％以下である、
    請求項１、３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  16. 　前記タートラジンのモル数の前記メディエータのモル数に対する比は、０．０４２２以上、０．４４２以下である、請求項１、３から１０のいずれか１つに記載のバイオセンサ。
  17. 　前記光影響軽減剤は、光波長４００ｎｍ～５００ｎｍを吸収する物質である、請求項２記載のバイオセンサ。
  18. 　少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びファストグリーンＦＣＦを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する載置工程と、
    　載置された前記試薬溶液を乾燥させる乾燥工程とを備え、
    　前記試薬溶液における前記ファストグリーンＦＣＦの濃度は、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下である、
    　バイオセンサの製造方法。
  19. 　少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びブリリアントブルーＦＣＦを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する載置工程と、
    　載置された前記試薬溶液を乾燥させる乾燥工程とを備え、
    　前記試薬溶液における前記ブリリアントブルーＦＣＦの濃度は、１ｍＭ以上、５ｍＭ以下である、
    　バイオセンサの製造方法。
  20. 　少なくとも酸化還元酵素、メディエータ及びタートラジンを含む試薬溶液を、基板上に形成された第１の電極及び第２の電極上に載置する載置工程と、
    　載置された前記試薬溶液を乾燥させる乾燥工程とを備え、
    　前記試薬溶液における前記タートラジンの濃度は、１ｍＭ以上、１０ｍＭ以下である、
    　バイオセンサの製造方法。
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