WO2007123178A1 - バイオセンサ - Google Patents

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Yoshifumi Takahara
Eriko Yamanishi
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    • G01N33/5438—Electrodes

Definitions

  • the present invention relates to a biosensor that analyzes a specific component in a sample solution, and more particularly to a reagent configuration that constitutes a reagent layer of a biosensor.
  • a biosensor is a sensor that uses a biological material as a molecular identification element by utilizing the molecular recognition ability of biological materials such as microorganisms, enzymes, and antibodies.
  • the immobilized biological material uses the reaction that occurs when the specific component of interest is recognized, the consumption of oxygen due to the respiration of microorganisms, the enzymatic reaction, and luminescence.
  • enzyme sensors are being put to practical use.
  • enzyme sensors for gnolecose, lactic acid, cholesterol, ratatoses, uric acid, urea, and amino acids are used in medical measurement and the food industry.
  • the enzyme sensor reduces the electron acceptor by electrons generated by the reaction between the substrate and the enzyme contained in the sample liquid, which is the specimen, and the measuring device electrochemically measures the redox amount of the electron acceptor. Quantitative analysis of the sample.
  • FIG. 5 shows an exploded perspective view of a three-electrode biosensor.
  • the biosensor shown in FIG. 5 works by forming a slit on the insulating substrate 1 by using a laser or the like after forming an electrically conductive layer by sputtering vapor deposition or screen printing.
  • the electrode 2, the counter electrode 3, and the detection electrode 4 are formed, and a reagent layer 5 including an enzyme that reacts with a specific component in the sample solution and an electron carrier is formed on these electrodes.
  • a cavity 7 having a notch 6 a and a force bar 8 are bonded together to form a cavity 7 to which a sample solution is supplied. Yes.
  • the sample solution supply from the cavity 7 to the biosensor is realized by capillary action.
  • the cover 8 is provided with an air hole 9 for releasing the air in the cavity 7 to the outside of the biosensor, so that the sample solution can be supplied smoothly. Realize it.
  • Patent Document 2 JP 2001-343350 A
  • Patent Document 3 Japanese Patent Laid-Open No. 2002-207022
  • the conventional biosensor has a problem that when the sample solution is blood, a correct detection result cannot be obtained due to the influence of hematocrit.
  • an enzyme sensor for glucose is often used for measurement at the time of insulin injection before meals and for evaluation of hypoglycemia. If the genolecose concentration is displayed high due to the influence of hematocrit, excessive administration of insulin And may overlook hypoglycemia. Therefore, a highly accurate biosensor that is not affected by hematocrit when the sample solution is blood is desired.
  • the conventional biosensor has a problem that a correct detection result cannot be obtained due to the influence of the environmental temperature.
  • the inspection results are corrected using a temperature control device that solves this problem, but if the temperature control device cannot respond to a rapid temperature change and misidentifies the temperature, it will be incorrect. Correction will be performed and correct test results will not be obtained. Therefore, a biosensor that is less susceptible to environmental temperature is desired.
  • the present invention was made to solve the above problems, and an object of the present invention is to provide a highly accurate biosensor that can avoid the influence of hematocrit and the influence of environmental temperature. To do.
  • a biosensor according to claim 1 of the present invention specifically reacts with a specific component in the sample liquid in the biosensor that measures the concentration of the specific component in the sample liquid.
  • a solubilized protein is contained in the reagent layer containing the reagent.
  • the biosensor according to claim 2 of the present invention is the biosensor according to claim 1, wherein the solubilized protein is ushi serum albumin, egg albumin, gelatin, or collagen. It is characterized by.
  • the biosensor according to claim 3 of the present invention is the biosensor according to claim 1, wherein the content of the solubilized protein is in the range of 0.0004 to 0.008 mg per 1U of enzyme. It is characterized by that.
  • the biosensor according to claim 4 of the present invention is the biosensor according to claim 1, wherein the content of the solubilized protein is within a range of 0.0007 to 0.014 mg per sensor. It is characterized by that.
  • the biosensor according to claim 5 of the present invention is the biosensor according to claim 3, wherein the content of the solubilized protein is in the range of 0.0033 to 0.004 mg per 1U of enzyme. It is characterized by that.
  • the biosensor according to claim 6 of the present invention is the biosensor according to claim 4, wherein the content of the solubilized protein is 0.007 mg per sensor. .
  • the biosensor according to claim 7 of the present invention is the biosensor according to claim 1, wherein the concentration of the specific component is composed of at least a working electrode and a counter electrode provided on an insulating substrate. It measures using an electrode, It is characterized by the above-mentioned.
  • the biosensor according to claim 8 of the present invention is the biosensor according to claim 7, wherein the reagent layer includes at least an enzyme and an electron carrier, and is formed on the electrode, or The electrode is formed in a diffusion area where the reagent of the reagent layer is dissolved and diffused in the sample solution.
  • the biosensor according to claim 9 of the present invention is the biosensor according to claim 8, wherein the enzyme is glucose dehydrogenase or pyrroloquinoline quinone having flavin adenine dinucleotide as a coenzyme. It is characterized by being a glucose dehydrogenase using as a coenzyme.
  • the solubilized protein is contained in the reagent layer containing the reagent that specifically reacts with the specific component in the sample solution.
  • FIG. 1 is a diagram showing the influence of hematocrit on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer in the biosensor of Embodiment 1 of the present invention.
  • FIG. 2 is a diagram showing the influence of temperature on sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer in the biosensor of the first embodiment.
  • FIG. 3 is a diagram showing the influence of hematocrit on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer in the biosensor according to the second embodiment of the present invention.
  • FIG. 4 is a diagram showing the influence of temperature on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer in the biosensor of the second embodiment.
  • FIG. 5 shows an exploded perspective view of a conventional three-electrode biosensor.
  • the biosensor according to the first embodiment is characterized in that a solubilized protein is added to the reagent layer 5 of the biosensor shown in FIG.
  • a solubilized protein is added to the reagent layer 5 of the biosensor shown in FIG.
  • glucose dehydrogenase hereinafter referred to as FAD-GDH
  • flavin adenine dinucleotide as a coenzyme
  • BSA ushi serum albumin
  • FIG. 1 is a diagram showing the influence of hematocrit on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer 5 in the biosensor of the first embodiment.
  • the vertical axis shows the deviation from the sensor sensitivity when the hematocrit value is 45%
  • the horizontal axis shows the hematocrit value.
  • sample solution whole blood prepared with a glucose concentration of 350 mg / dL was used.
  • the amount of GDH enzyme was 2U (unit) per sensor.
  • the concentration of BSA added in the reagent layer 5 constituting the biosensor of the first embodiment is 0 to 0.0033 mg per 1 U of enzyme in the reagent solution, in other words 0 to 0 per sensor.
  • the sensor response value was measured by changing to 007 mg.
  • FIG. 2 is a diagram showing the influence of temperature on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer 5 in the biosensor of the first embodiment.
  • the vertical axis is Temperature shows the deviation from 25 ° C sensitivity
  • the horizontal axis shows temperature.
  • the amount of GDH enzyme was 2U per sensor.
  • the concentration of BSA added in the reagent layer 5 constituting the biosensor of the first embodiment is 0 to 0.0033 mg per 1 U of enzyme in the reagent solution, in other words 0 to 0 per sensor.
  • the sensor response characteristics were measured by changing to 007 mg.
  • the inclusion of a large amount of BSA can improve the influence of hematocrit and temperature on sensor response characteristics.
  • the biosensor of Embodiment 2 is characterized in that a solubilized protein is added to the reagent layer 5 of the biosensor shown in FIG.
  • a solubilized protein is added to the reagent layer 5 of the biosensor shown in FIG.
  • glucose dehydrogenase hereinafter referred to as PQQ-GDH
  • pyroguchi quinoline quinone as a coenzyme
  • BSA ushi serum albumin
  • FIG. 3 is a diagram showing the influence of hematocrit on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer 5 in the biosensor of the second embodiment.
  • the vertical axis shows the deviation from the sensor sensitivity when the hematocrit value is 45%
  • the horizontal axis shows the hematocrit Indicates the dot value.
  • the enzyme amount of PQQ— GDH was 1 ⁇ 7 U per sensor.
  • the concentration of BSA added in the reagent layer 5 constituting the biosensor of the second embodiment is set to 0 to 0.008 mg per 1U of enzyme in the reagent solution, in other words, 0 to 0.00 per sensor.
  • the sensor response value was measured by changing to 14 mg.
  • the BS When the hematocrit value is in the range of 25 to 65%, the BS
  • FIG. 4 is a diagram showing the influence of temperature on the sensor response characteristics when BSA is added to the reagent layer 5 in the biosensor of the second embodiment.
  • the vertical axis shows the deviation from the temperature sensitivity of 25 ° C
  • the horizontal axis shows the temperature.
  • sample solution plasma prepared with a glucose concentration of 350 mg / dL was used. Also, PQQ
  • GDH enzyme amount was 1.7 U per sensor.
  • the concentration of BSA added in the reagent layer 5 constituting the biosensor of Embodiment 2 is set to 0 to 0.008 mg per 1 U of enzyme in the reagent solution, in other words 0 to 0.00 per sensor.
  • the inclusion of a large amount of BSA can improve the effects of hematocrit and temperature on the sensor response characteristics.
  • Embodiments 1 and 2 in addition to the forces described by taking FAD_GDH and PQQ-GDH as examples of the enzyme in reagent layer 5, cholesterol oxidase, cholesterol, cholesterol, cholesterol Hydrogenase, Lipoprotein linose, Catalase, Peroxidase, Ratatatoxidase, Ratatato dehydrogenase, Urease, Uricase, Gnorecosoxidase, Gnorecose dehydrogenase, Hexokinase, Ascorbate oxidase, Ascorbate dehydrogenase, Diphorase, etc. Enzymes used in clinical tests can be used.
  • Embodiments 1 and 2 described above BSA is used as the solubilized protein, but the same effect can be obtained when egg albumin, gelatin, collagen, or the like is used.
  • the optimum amount of solubilized protein added can be determined to be 0.004 mg per 1 U of enzyme, or 0.007 mg per sensor.
  • the force two-electrode biosensor shown for the three-electrode biosensor may be used.
  • the biosensor of the present invention can be used as a highly accurate enzyme sensor that can reduce the influence of hematocrit and the influence of temperature.

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Abstract

　本発明のバイオセンサは、グルコースと特異的に反応する酵素を含む試薬層中に、ＢＳＡを含有させ、試料液である全血中のグルコース濃度を電気化学的に計測した。試料液として全血を用いた場合のセンサ応答特性を計測すると、ヘマトクリット値２５～６５％の範囲では、センサ応答特性にＢＳＡ添加効果は認められなかったが、ヘマトクリット値が２５％以下の範囲では、ＢＳＡの添加量に応じて、センサ応答特性に対するヘマトクリットの影響が緩和された。 　これにより、ヘマトクリットの影響、温度の影響を低減することができ、高精度の測定を行うことができる。

Description

明 細 書
バイオセンサ
技術分野
[0001] 本発明は、試料液中の特定成分を分析するバイオセンサに関し、特に、バイオセン サの試薬層を構成する試薬構成に関するものである。 背景技術
[0002] バイオセンサは、微生物、酵素、抗体等の生物材料の分子認識能力を利用し、生 物材料を分子識別素子として応用したセンサである。すなわち、固定化された生物 材料が、 目的の特定成分を認識したときに起こる反応、微生物の呼吸による酸素の 消費、酵素反応、発光などを利用したものである。
[0003] バイオセンサの中でも酵素センサの実用化は進んでおり、例えば、グノレコース、乳 酸、コレステロール、ラタトース、尿酸、尿素、アミノ酸用の酵素センサは、医療計測や 食品工業に利用されている。酵素センサは、検体である試料液に含まれる基質と酵 素との反応により生成する電子によって電子受容体を還元し、測定装置がその電子 受容体の酸化還元量を電気化学的に計測することにより、検体の定量分析を行う。
[0004] このようなバイオセンサの一例として、図 5に、 3電極方式のバイオセンサの分解斜 視図を示す。
[0005] 図 5に示すバイオセンサは、絶縁性の基板 1上に、スパッタリング蒸着法ゃスクリー ン印刷法などによって電気伝導層を形成後、レーザなどを用レ、てスリットを設けること により、作用極 2、対極 3、および検知電極 4を形成し、これら電極上に、試料液中の 特定成分と反応する酵素及び電子伝達体を含む試薬層 5を形成してなるものである 。さらに、試薬層 5、及び電極 2、 3、 4上には、切り欠き部 6aを有するスぺーサ 6と力 バー 8とを貼り合わせることにより、試料液が供給されるキヤビティ 7が形成されている 。なお、キヤビティ 7からバイオセンサへの試料液供給は毛細管現象により実現される 、キヤビティ 7内の空気をバイオセンサ外部へ逃がすための空気孔 9をカバー 8に 設けて、試料液のスムーズな供給を実現してレ、る。
[0006] このような構成のバイオセンサのキヤビティ 7の入り口に試料液を添加すると、試料 液は、キヤビティ 7の入り口から毛細管現象によりキヤビティ 7内に供給され、試薬層 5 の位置に到達すると、試料液中の特定成分が、試薬層 5に含まれる試薬と反応する。 この反応により生じる電流の変化量を、作用極 2、対極 3、検知電極 4のそれぞれのリ ード部 10、 11、 12を通じて接続された外部の測定装置により読み取る。読み取った 電流値を特定成分の濃度に換算することで、試料液中の特定成分を定量している。 特許文献 1 :特開 2000— 171428号公報
特許文献 2：特開 2001— 343350号公報
特許文献 3：特開 2002— 207022号公報
発明の開示
発明が解決しょうとする課題
[0007] し力、しながら、従来のバイオセンサは、試料液が血液である場合、へマトクリットの影 響により、正しい検查結果が得られないという問題があった。特に、グルコース用の酵 素センサは、食前のインスリン注射時の測定や、低血糖の評価に使われることが多く 、へマトクリットの影響によりグノレコース濃度が高めに表示されてしまうと、インスリンの 過剰投与や低血糖の見逃しを招く恐れがある。そのため、試料液が血液の場合にへ マトクリットの影響を受けない高精度のバイオセンサが望まれる。
[0008] また、従来のバイオセンサは、環境温度の影響により、正しい検查結果が得られな いという問題があった。この問題を解決すベぐ温度制御装置等を用いて検査結果 の補正を行っているが、温度制御装置が急激な温度変化に対応できず温度を誤認 識してしまった場合には、誤った補正を行うこととなり、正しい検査結果が得られない 。そのため、より環境温度の影響を受けにくいバイオセンサが望まれる。
[0009] 本発明は、上記問題点を解消するためになされたものであり、へマトクリットの影響 や、環境温度の影響を回避することのできる、高精度のバイオセンサを提供すること を目的とする。
課題を解決するための手段
[0010] 上記課題を解決するために、本発明の請求項 1にかかるバイオセンサは、試料液 の特定成分の濃度を計測するバイオセンサにおいて、上記試料液中の特定成分と 特異的に反応する試薬を含む試薬層中に、可溶化蛋白質を含有させた、ことを特徴 とする。
[0011] また、本発明の請求項 2にかかるバイオセンサは、請求項 1に記載のバイオセンサ において、上記可溶化蛋白質は、ゥシ血清アルブミン、卵アルブミン、ゼラチン、また はコラーゲンである、ことを特徴とする。
[0012] また、本発明の請求項 3にかかるバイオセンサは、請求項 1に記載のバイオセンサ において、上記可溶化蛋白質の含有量は、酵素 1U当たり 0. 0004〜0. 008mgの 範囲内である、ことを特徴とする。
[0013] また、本発明の請求項 4にかかるバイオセンサは、請求項 1に記載のバイオセンサ において、上記可溶化蛋白質の含有量は、 1センサ当たり 0. 0007〜0.014mgの範 囲内である、ことを特徴とする。
[0014] また、本発明の請求項 5にかかるバイオセンサは、請求項 3に記載のバイオセンサ において、上記可溶化蛋白質の含有量は、酵素 1U当たり 0. 0035〜0. 004mgの 範囲内である、ことを特徴とする。
[0015] また、本発明の請求項 6にかかるバイオセンサは、請求項 4に記載のバイオセンサ において、上記可溶化蛋白質の含有量は、 1センサ当たり 0. 007mgである、ことを 特徴とする。
[0016] また、本発明の請求項 7にかかるバイオセンサは、請求項 1に記載のバイオセンサ において、上記特定成分の濃度を、絶縁性基板上に設けられた少なくとも作用極と 対極とからなる電極を用いて測定する、ことを特徴とする。
[0017] また、本発明の請求項 8にかかるバイオセンサは、請求項 7に記載のバイオセンサ において、上記試薬層は、少なくとも酵素および電子伝達体を含み、上記電極上に 形成される、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に 電極が配置されるよう形成される、ことを特徴とする。
[0018] また、本発明の請求項 9にかかるバイオセンサは、請求項 8に記載のバイオセンサ において、上記酵素が、フラビンアデニンジヌクレオチドを補酵素とするグルコースデ ヒドロゲナーゼ、または、ピロ口キノリンキノンを補酵素とするグルコースデヒドロゲナー ゼである、ことを特徴とする。
発明の効果 [0019] 本発明のバイオセンサによれば、試料液の特定成分の濃度を計測するバイオセン サにおいて、上記試料液中の特定成分と特異的に反応する試薬を含む試薬層中に 、可溶化蛋白質を含有させたことにより、へマトクリットの影響、温度の影響を低減し た、高精度のバイオセンサを実現可能である。
図面の簡単な説明
[0020] [図 1]図 1は、本発明の実施の形態 1のバイオセンサにおいて、試薬層に BSAを添カロ した場合のセンサ応答特性に対するへマトクリットの影響を示す図である。
[図 2]図 2は、上記実施の形態 1のバイオセンサにおいて、試薬層に BSAを添カ卩した 場合のセンサ応答特性に対する温度の影響を示す図である。
[図 3]図 3は、本発明の実施の形態 2のバイオセンサにおいて、試薬層に BSAを添加 した場合のセンサ応答特性に対するへマトクリットの影響を示す図である。
[図 4]図 4は、上記実施の形態 2のバイオセンサにおいて、試薬層に BSAを添カ卩した 場合のセンサ応答特性に対する温度の影響を示す図である。
[図 5]図 5は、従来の 3電極方式のバイオセンサの分解斜視図を示している。
符号の説明
[0021] 1 基板
2 作用極
3 対極
4 検知電極
5 試薬層
6 スぺーサ
6a 切り欠き部
7 キヤビティ
8 カバー
9 空気孔
10、 11、 12 リード部
発明を実施するための最良の形態
[0022] 以下に、本発明の実施の形態について図面を参照しながら説明する。なお、以下 に説明する本発明の各実施の形態では、試料液中の特定成分と特異的に反応する 分子識別素子として酵素を用いる酵素センサを例にとって説明する。
[0023] (実施の形態 1)
本発明の実施の形態 1によるバイオセンサについて説明する。
[0024] 本実施の形態 1のバイオセンサは、図 5で示したバイオセンサの試薬層 5に、可溶 化蛋白質を添加したことを特徴とする。ここでは、酵素として、フラビンアデニンジヌク レオチドを補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ（以下、 FAD— GDHと呼ぶ）を 用いた。また、可溶化蛋白質として、ゥシ血清アルブミン（以下、 BSAと呼ぶ）を用い た。
[0025] 以下、本実施の形態 1の作用、効果について説明する。
[0026] 図 1は、本実施の形態 1のバイオセンサにおいて、試薬層 5中に BSAを添加した場 合のセンサ応答特性に対するへマトクリットの影響を示す図である。図 1において、縦 軸は、へマトクリット値 45%のときのセンサ感度からの乖離を示し、横軸は、へマトタリ ット値を示す。
[0027] 試料液は、グルコース濃度が 350mg/dLに調製された全血を用いた。また、 FAD
— GDHの酵素量は、 1センサ当たり 2U (ユニット）とした。
[0028] 本実施の形態 1のバイオセンサを構成する試薬層 5中に添加する BSAの濃度は、 上記試薬液中に、酵素 1U当たり 0〜0. 0035mg、言い換えると 1センサ当たり 0〜0
. 007mgに変化させてセンサ応答値を計測した。
[0029] 計測の結果、へマトクリット値が 25〜65%の濃度範囲では、 BSAを添加してもセン サ応答値に変化は見られなかった。一方、へマトクリット値が 25%以下の低濃度範囲 では、 BSAの添カ卩量に応じて、センサ応答特性に対するへマトクリットの影響が低減 されていた。
[0030] このように、試薬層 5中に FAD— GDHと BSAとを含有させた場合、へマトクリット値 力 ¾5%以上の濃度範囲では、 BSAの添加効果は認められな力、つた力 へマトクリット 値が 0〜 25 %の低い濃度範囲では、 B S Aの添加効果が認められた。
[0031] 図 2は、本実施の形態 1のバイオセンサにおいて、試薬層 5中に BSAを添カ卩した場 合のセンサ応答特性に対する温度の影響を示す図である。図 2において、縦軸は、 温度 25°C感度からの乖離を示し、横軸は、温度を示す。
[0032] 試料液は、グルコース濃度が 350mg/dLに調製された全血を用いた。また、 FAD
— GDHの酵素量は、 1センサ当たり 2Uとした。
[0033] 本実施の形態 1のバイオセンサを構成する試薬層 5中に添加する BSAの濃度は、 上記試薬液中に、酵素 1U当たり 0〜0. 0035mg、言い換えると 1センサ当たり 0〜0
. 007mgに変化させてセンサ応答特性を計測した。
[0034] 計測の結果、 5〜25°Cの温度範囲では、 BSAを添加しても、センサ応答値に変化 は見られなかった。一方、 25°C以上の高温度範囲では、 BSAの添加量に応じて、セ ンサ応答特性に対する温度の影響が緩和されていた。
[0035] このように、試薬層 5中に FAD— GDHと BSAを含有させた場合、温度 25°C以下 の温度範囲では、 BSAの添加効果は認められなかった力 S、温度 25°C以上の温度範 囲では、 BSAの添加効果が認められた。
[0036] 以上のことから、試薬層 5中に、 BSAを酵素 1U当たり 0. 0035mg、あるいは 1セン サ当たり 0. 007mg含有させた場合に、へマトクリットと温度の両方の特性が向上する と判断できる。
[0037] このような実施の形態 1のバイオセンサによれば、酵素 FAD— GDHを含む試薬層
5に、 BSAを多量に含有させたことにより、センサ応答特性に対するへマトクリットの 影響や温度の影響を改善することができる。
[0038] (実施の形態 2)
本発明の実施の形態 2によるバイオセンサについて説明する。
[0039] 本実施の形態 2のバイオセンサは、図 5で示したバイオセンサの試薬層 5に、可溶 化蛋白質を添加したことを特徴とする。ここでは、酵素として、ピロ口キノリンキノンを補 酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼ（以下、 PQQ— GDHと呼ぶ）を用いた。また、 可溶化蛋白質として、ゥシ血清アルブミン (以下、 BSAと呼ぶ）を用いた。
[0040] 以下、本実施の形態 2の作用、効果について説明する。
[0041] 図 3は、本実施の形態 2のバイオセンサにおいて、試薬層 5中に BSAを添カ卩した場 合のセンサ応答特性に対するへマトクリットの影響を示す図である。図 3において、縦 軸は、へマトクリット値 45%のときのセンサ感度からの乖離を示し、横軸は、へマトタリ ット値を示す。
[0042] 試料液としては、グノレコース濃度が 350mg/dLに調製された全血を用いた。また、
PQQ— GDHの酵素量は、 1センサ当たり 1 · 7Uとした。
[0043] 本実施の形態 2のバイオセンサを構成する試薬層 5中に添加する BSAの濃度を、 上記試薬液中に酵素 1U当たり 0〜0. 008mg、言い換えると 1センサ当たり 0〜0. 0
14mgに変化させてセンサ応答値を計測した。
[0044] 測定の結果、へマトクリット値が 25〜65%の範囲では、センサ応答値に対する BS
Aの添加効果は認められなかった。一方、へマトクリット値が 25%以下の低濃度範囲 では、 BSAの添カ卩量に応じて、センサ応答特性に対するへマトクリットの影響が緩和 されていた。
[0045] このように、試薬層 5中に PQQ— GDHと BSAとを含有させた場合、へマトクリット値 力 ¾5%以上の濃度範囲では、 BSAの添加効果は認められな力、つた力 へマトクリット 値が 0〜25%の低い濃度範囲では、 BSAの添加効果が認められた。
[0046] 図 4は、本実施の形態 2のバイオセンサにおいて、試薬層 5中に BSAを添加した場 合のセンサ応答特性に対する温度の影響を示す図である。図 2において、縦軸は、 温度 25°C感度からの乖離を示し、横軸は、温度を示す。
[0047] 試料液は、グルコース濃度が 350mg/dLに調製された血漿を用いた。また、 PQQ
— GDHの酵素量は、 1センサ当たり 1. 7Uとした。
[0048] 本実施の形態 2のバイオセンサを構成する試薬層 5中に添加する BSAの濃度を、 上記試薬液中に酵素 1U当たり 0〜0. 008mg、言い換えると 1センサ当たり 0〜0. 0
14mgに変化させてセンサ応答特性を計測した。
[0049] 計測の結果、 25〜45°Cの温度範囲では、 BSAを添加しても、センサ応答値に変 化は見られなかった。一方、 25°C以下の低温度範囲では、 BSAの添加量に応じて、 センサ応答特性に対する温度の影響が緩和されていた。
[0050] このように、試薬層中に PQQ— GDHと BSAを含有させた場合、温度 25°C以上の 場合には、 BSAの添カ卩効果は認められな力、つた力 温度 25°C以下の場合には、 BS
Aの添加効果が認められた。
[0051] 以上のことから、試薬層 5中に、 BSAを酵素 1U当たり 0. 0004〜0. 008mg、ある いは 1センサ当たり 0. 0007〜0. 014mg含有させた場合に、へマトクリットと温度の 両方の特性が向上すると判断できる。また、 BSAを酵素 1U当たり 0. 004mg、あるい は 1センサ当たり 0. 007mg以上添加した場合の効果が変わらないことから、その最 適値は、酵素 1U当たり 0. 004mg、あるいは 1センサ当たり 0. 007mgであると判断 できる。
[0052] このような実施の形態 2のバイオセンサによれば、酵素 PQQ— GDHを含む試薬層
5に、 BSAを多量に含有させたことにより、センサ応答特性に対する、へマトクリットの 影響や温度の影響を改善することができる。
[0053] なお、上記実施の形態 1、 2では、試薬層 5中の酵素として FAD_GDH、 PQQ - GDHを例に挙げて説明した力 他に、コレステロールォキシダーゼ、コレステロ一ノレ エステラーセ、コレステロ一ノレテヒドロゲナーゼ、リポプロテインリノくーセ、カタラーセ、 ペルォキシダーゼ、ラタテートォキシダーゼ、ラタテートデヒドロゲナーゼ、ゥレアーゼ 、ゥリカーゼ、グノレコースォキシダーゼ、グノレコースデヒドロゲナーゼ、へキソキナーゼ 、ァスコルビン酸ォキシダーゼ、ァスコルビン酸デヒドロゲナーゼ、ジァホラーゼなど の臨床検査に用いられる酵素を用いることができる。
[0054] また、上記実施の形態 1、 2では、可溶化蛋白質として BSAを用いて説明したが、 卵アルブミン、ゼラチン、コラーゲンなどを用いた場合にも、同様の効果が得られる。 可溶化蛋白質の添カ卩量は、その最適値が、酵素 1U当たり 0. 004mg、あるいは 1セ ンサ当たり 0· 007mgであると判断できる。
[0055] また、上記実施の形態 1、 2では、 3電極方式のバイオセンサについて示した力 2 電極方式のバイオセンサを用いても良い。
産業上の利用可能性
[0056] 本発明のバイオセンサは、へマトクリットの影響、温度の影響を緩和することのでき る、高精度の酵素センサとして利用可能である。

Claims

請求の範囲
[1] 試料液の特定成分の濃度を計測するバイオセンサにぉレ、て、
上記試料液中の特定成分と特異的に反応する試薬を含む試薬層中に、可溶化蛋 白質を含有させた、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[2] 請求項 1に記載のバイオセンサにおいて、
上記可溶化蛋白質は、ゥシ血清アルブミン、卵アルブミン、ゼラチン、またはコラー ゲンである、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[3] 請求項 1に記載のバイオセンサにおいて、
上記可溶化蛋白質の含有量は、酵素 1U当たり 0. 0004〜0. 008mgの範囲内で ある、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[4] 請求項 1に記載のバイオセンサにおいて、
上記可溶化蛋白質の含有量は、 1センサ当たり 0. 0007〜0.014mgの範囲内であ る、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[5] 請求項 3に記載のバイオセンサにおいて、
上記可溶化蛋白質の含有量は、酵素 1U当たり 0. 0035〜0. 004mgの範囲内で ある、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[6] 請求項 4に記載のバイオセンサにおいて、
上記可溶化蛋白質の含有量は、 1センサ当たり 0. 007mgである、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[7] 請求項 1に記載のバイオセンサにおいて、
上記特定成分の濃度を、絶縁性基板上に設けられた少なくとも作用極と対極とから なる電極を用いて測定する、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[8] 請求項 7に記載のバイオセンサにおいて、
上記試薬層は、少なくとも酵素および電子伝達体を含み、上記電極上に形成され る、または当該試薬層の試薬が試料液に溶解して拡散する拡散エリア内に電極が配 置されるよう形成される、
ことを特徴とするバイオセンサ。
[9] 請求項 8に記載のバイオセンサにおいて、
上記酵素が、フラビンアデニンジヌクレオチドを補酵素とするグルコースデヒドロゲ ナーゼ、または、ピロ口キノリンキノンを補酵素とするグルコースデヒドロゲナーゼであ る、
ことを特徴とするバイオセンサ。
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