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WO2013137172A1 - バイオセンサ - Google Patents

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Publication number
WO2013137172A1
WO2013137172A1 PCT/JP2013/056594 JP2013056594W WO2013137172A1 WO 2013137172 A1 WO2013137172 A1 WO 2013137172A1 JP 2013056594 W JP2013056594 W JP 2013056594W WO 2013137172 A1 WO2013137172 A1 WO 2013137172A1
Authority
WO
WIPO (PCT)
Prior art keywords
layer
mediator
electrode
hydrophilic polymer
double bond
Prior art date
Application number
PCT/JP2013/056594
Other languages
English (en)
French (fr)
Inventor
高木　純
秀明 大江
憲二 横山
淳典 平塚
典子 佐々木
Original Assignee
株式会社村田製作所
Priority date (The priority date is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the date listed.)
Filing date
Publication date
Application filed by 株式会社村田製作所 filed Critical 株式会社村田製作所
Priority to JP2014504851A priority Critical patent/JP5655977B2/ja
Priority to CN201380013720.5A priority patent/CN104169716A/zh
Priority to EP13760769.3A priority patent/EP2827139A1/en
Publication of WO2013137172A1 publication Critical patent/WO2013137172A1/ja
Priority to US14/483,456 priority patent/US20150027886A1/en

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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
    • G—PHYSICS
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    • 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
    • G01N27/3272—Test elements therefor, i.e. disposable laminated substrates with electrodes, reagent and channels

Definitions

  • the present invention includes an electrode layer provided with an electrode system including a working electrode and a counter electrode, a spacer layer in which a slit for forming a cavity is formed and stacked on the electrode layer, and an air hole communicating with the cavity.
  • the present invention relates to a biosensor comprising a cover layer laminated on a spacer layer and a reaction layer provided on a working electrode and a counter electrode.
  • a sample is obtained using a biosensor 500 having an electrode system including a working electrode 501 and a counter electrode 502 and a reaction layer 503 including an enzyme that specifically reacts with a measurement target substance.
  • a biosensor 500 having an electrode system including a working electrode 501 and a counter electrode 502 and a reaction layer 503 including an enzyme that specifically reacts with a measurement target substance.
  • oxidation current obtained by applying a voltage between the working electrode 501 and the counter electrode 502 to oxidize the reducing substance produced by the reaction between the measurement target substance contained in the reaction layer 503 and the reaction layer 503.
  • a method for measuring a substance for quantifying a substance to be measured is known (for example, see Patent Document 1).
  • a biosensor 500 shown in FIG. 8 is a sensor for quantifying glucose contained in a sample, and includes an electrode layer 504 formed by providing an electrode on an insulating substrate such as polyethylene terephthalate or polyimide, and a cover layer 506. And a spacer layer 505 disposed between the electrode layer 504 and the cover layer 506.
  • the spacer layer 505 is provided with a slit for forming a cavity 507 to which a sample is supplied, and the cover layer 506 is laminated and bonded to the electrode layer 504 with the spacer layer 505 interposed therebetween.
  • a cavity 507 to which a sample is supplied is formed by the electrode layer 504, the slit portion of the spacer layer 505, and the cover layer 506.
  • the cover layer 506 has an air hole 506a communicating with the terminal portion of the cavity 507 in order to smoothly supply the sample to the cavity 507 by capillary action.
  • the electrode layer 504 is provided with a working electrode 501 and a counter electrode 502, and an electrode system is formed in the electrode layer 504 by providing electrode patterns electrically connected to the electrodes 501 and 502, respectively.
  • a reaction layer 503 is provided on the working electrode 501 and the counter electrode 502, and the working electrode 501 and the counter electrode 502 are provided on the electrode layer 504 so as to be exposed to the cavity 507 formed in the biosensor 500, respectively. Yes.
  • the electrodes 501 and 502 exposed to the cavity 507 and the reaction layer 503 come into contact with the sample, and the reaction layer 503 is dissolved in the sample.
  • a reaction layer 503 provided on the working electrode 501 and the counter electrode 502 is provided on the electrode layer 504, and is laminated on the hydrophilic layer 503a including a hydrophilic polymer carboxymethyl cellulose (CMC) and the hydrophilic layer 503a. And a reagent layer 503b containing glucose oxidase that specifically reacts with glucose contained in the sample and potassium ferricyanide as a mediator (electron acceptor).
  • the hydrophilic layer 503a provided on the electrode layer 504 protects the electrodes 501 and 502 and prevents the reagent layer 503b from peeling off.
  • ferricyanide ions produced by the dissolution of potassium ferricyanide in the sample are reduced to ferrocyanide ions, which are reductants, by electrons released when glucose is oxidized to gluconolactone by reacting with glucose oxidase.
  • ferricyanide ions which are reductants, by electrons released when glucose is oxidized to gluconolactone by reacting with glucose oxidase.
  • ferricyanide ions are reduced by the electrons released by the oxidation of glucose.
  • Ferrocyanide ions, which are reduced forms of ferricyanide ions are generated in an amount corresponding to the concentration of glucose contained and oxidized by the enzymatic reaction.
  • the oxidation current obtained by oxidizing the reduced form of the mediator resulting from the enzyme reaction on the working electrode 501 has a magnitude depending on the glucose concentration in the sample. By measuring the current, glucose contained in the sample can be quantified.
  • JP 2001-281202 A paragraphs 0017, 0018, FIG. 2, etc.
  • blood samples contain blood cells such as red blood cells, and it is known that the magnitude of the oxidation current described above is influenced by the size of the hematocrit value indicating the proportion of the volume of blood cells in the blood sample. Yes. Therefore, in the biosensor 500 described above, the blood sample is filtered by the hydrophilic layer 503a provided on the electrode layer 504 and containing CMC which is a hydrophilic polymer, and movement of blood cells in the direction of the electrode layer is suppressed. Therefore, the influence on the measurement accuracy due to the difference in hematocrit value is reduced.
  • a hydrophilic polymer such as CMC reduces the mediator contained in the reagent layer 503b. Therefore, for example, when the mediator is reduced by the hydrophilic polymer contained in the hydrophilic layer in a state where the biosensor 500 is stored, the mediator reduced by the hydrophilic polymer is measured when the above-described oxidation current is measured. Since the oxidation current resulting from the oxidation is also measured as the background current together with the oxidation current to be measured, the measurement accuracy deteriorates.
  • the hydrophilic layer 503a containing the hydrophilic polymer and the reagent layer 503b containing the mediator are separated and stacked, whereby the hydrophilic polymer contained in the hydrophilic layer 503a and the reagent layer 503b. Reaction with mediators contained in the is prevented.
  • This invention is made
  • the biosensor of the present invention includes an electrode layer provided with an electrode system including a working electrode and a counter electrode on one surface of an insulating substrate, a slit, and the slit serving as the function.
  • a spacer layer disposed on the tip side of the electrode and the counter electrode and stacked on the one surface of the electrode layer; a cavity formed by the electrode layer and the slit and supplied with a sample; and air communicating with the cavity
  • a biosensor comprising: a cover layer formed with a hole so as to cover the cavity and laminated on the spacer layer; and a reaction layer provided on a tip side of the working electrode and the counter electrode exposed to the cavity,
  • the reaction layer is provided on the electrode layer, and includes a hydrophilic layer containing a hydrophilic polymer having a double bond of an oxygen atom, and is laminated on the hydrophilic layer,
  • An enzyme and a mediator to respond is characterized by comprising a reagent layer containing a hydrophilic polymer having no double bond
  • the working layer exposed to the cavity formed by the slit of the spacer layer and the reaction layer provided on the tip side of the counter electrode include a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms.
  • a reagent layer including a hydrophilic layer, an enzyme and a mediator, and a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond is provided.
  • the hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atom the functional group having the double bond of oxygen atom is considered to reduce the mediator by nucleophilic attack on the mediator.
  • the reagent layer separated and laminated into a hydrophilic layer containing a hydrophilic polymer having a heavy bond contains an enzyme and a mediator, and a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond.
  • a hydrophilic polymer having an oxygen atom double bond has a higher effect of blocking the movement of blood cells and the like than a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond.
  • the hydrophilic layer provided in the substrate contains a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms, for example, when a blood sample is supplied to the cavity of the biosensor, the hydrophilic polymer of the hydrophilic layer As a result, the blood sample is efficiently filtered and the movement of blood cells contained in the blood sample is prevented, so that the influence on the measurement accuracy due to the difference in the hematocrit value of the blood sample can be reduced. Therefore, with this reagent structure, it is possible to achieve both reduction of mediator reduction and reduction in influence on measurement accuracy due to the difference in hematocrit value, and an accurate and highly reliable biosensor can be provided.
  • the reaction layer may further include an intermediate layer containing a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond between the hydrophilic layer and the reagent layer (Claim 2). .
  • an intermediate layer containing a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond is provided between the hydrophilic layer and the reagent layer, and the double oxygen atom contained in the hydrophilic layer is provided. Since the intermediate layer prevents the hydrophilic polymer having a bond from contacting the mediator included in the reagent layer, the mediator included in the reagent layer is further suppressed from being reduced by the hydrophilic polymer in the hydrophilic layer. be able to.
  • the reagent layer comprises an enzyme layer containing a hydrophilic polymer not having a double bond of the enzyme and the oxygen atom, and a hydrophilic polymer not having a double bond of the mediator and the oxygen atom. It is good to provide the mediator layer which contains (Claim 3).
  • the enzyme and the enzyme layer containing a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond, and the mediator and the mediator layer containing a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond are used. Since the reagent layer is formed and the enzyme and the mediator are separated, it is possible to prevent the mediator from being reduced by the enzyme in the storage state.
  • the mediator layer may be laminated on the enzyme layer (Claim 4).
  • the mediator layer is laminated on the enzyme layer, and the enzyme layer is disposed at a position closer to the electrode layer. Since the mobility of the enzyme is smaller than that of the mediator, the amount of the enzyme / mediator in the vicinity of the electrode is larger than when the enzyme is laminated on the mediator, and the response and measurement accuracy of the sensor are improved.
  • the hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond includes at least one of hydroxypropylmethylcellulose, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, hydroxyethylcellulose, hydroxyethylmethylcellulose, polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol. Good (Claim 5).
  • the reagent layer is a hydrophilic polymer in which at least one of hydroxypropylmethylcellulose, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, hydroxyethylcellulose, hydroxyethylmethylcellulose, polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol does not have an oxygen atom double bond.
  • the mediator contained in the reagent layer can be prevented from being reduced, and the reagent layer can be prevented from peeling off from the hydrophilic layer. Can be provided.
  • hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms may contain at least carboxymethylcellulose.
  • stacked on a hydrophilic layer peels by providing the hydrophilic layer which contains at least carboxymethylcellulose as a hydrophilic polymer which has a double bond of an oxygen atom on an electrode layer. can do.
  • the blood sample is supplied to the cavity of the biosensor, the blood sample is filtered by the hydrophilic polymer of the hydrophilic layer and the movement of blood cells contained in the blood sample is prevented, so the hematocrit value of the blood sample It is possible to reduce the influence on the measurement accuracy due to the difference.
  • the mediator contained in the reagent layer in the storage state is a hydrophilic polymer of the hydrophilic layer. Can be prevented, and the mediator can be prevented from being reduced by the hydrophilic polymer in the hydrophilic layer.
  • the blood sample is efficiently filtered by the hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms in the hydrophilic layer, and the blood cells contained in the blood sample are moved.
  • the influence on the measurement accuracy due to the difference in the hematocrit value of the blood sample can be reduced. Therefore, with this reagent structure, it is possible to achieve both reduction of mediator reduction and reduction in influence on measurement accuracy due to the difference in hematocrit value, and an accurate and highly reliable biosensor can be provided.
  • FIG. 2 is a diagram showing a biosensor manufacturing method according to the first embodiment of the present invention, wherein (a) to (c) show different steps. It is a figure which shows the relationship between the storage period of a biosensor, and a background electric current. It is a cross-sectional view of the cavity part of the biosensor according to the second embodiment of the present invention. It is a cross-sectional view of the cavity part of the biosensor according to the third embodiment of the present invention. It is a cross-sectional view of the cavity part of the biosensor according to the fourth embodiment of the present invention. It is a figure which shows the conventional biosensor.
  • FIG. 1A and 1B show a biosensor according to a first embodiment of the present invention, in which FIG. 1A is an exploded perspective view and FIG. 1B is a perspective view.
  • FIG. 2 is a cross-sectional view of the cavity portion of the biosensor of FIG.
  • FIG. 3 is a diagram showing a method of manufacturing the biosensor according to the first embodiment of the present invention, and (a) to (c) show different processes.
  • the biosensor 100 of the present invention includes an electrode system including a working electrode 101 and a counter electrode 102, and a reaction layer 106 including an enzyme that reacts with a mediator and a substance to be measured, and is used by being attached to a measuring instrument (not shown). It is what is done. That is, a substance to be measured such as glucose contained in a sample such as blood supplied to a cavity 103 provided on the tip side of the biosensor 100 attached to the measuring instrument, and a reaction layer 106 provided on the biosensor 100. By measuring the oxidation current obtained by applying a voltage between the working electrode 101 and the counter electrode 102 to oxidize the reducing substance produced by the reaction of the reaction, the quantitative determination of the measurement target substance contained in the sample Is done.
  • the biosensor 100 includes a working electrode 101 and a counter electrode 102 formed of an insulating material such as ceramic, glass, plastic, paper, biodegradable material, and polyethylene terephthalate, respectively.
  • An electrode layer 110 provided with an electrode system including a cover layer 130 in which an air hole 105 communicating with the cavity 103 is formed, and a slit 104 for forming the cavity 103 is formed, and the electrode layer 110 and the cover layer 130 are formed.
  • the spacer layer 120 is sandwiched between the two layers, and the spacer layer 120 is formed by being laminated and bonded in a state where the tip side where the sample introduction port 103a is provided is aligned.
  • a reaction layer 106 containing an enzyme that reacts with a measurement target substance such as glucose contained in a sample is provided on the working electrode 101 and the counter electrode 102. Then, the biosensor 100 is attached to the measuring instrument by being inserted and attached to a predetermined insertion port of the measuring instrument from the rear end side.
  • the electrode layer 110 is formed of an insulating substrate made of an insulating material such as polyethylene terephthalate. Further, on one surface of the insulating substrate on which the electrode layer 110 is formed, a noble metal such as platinum, gold, palladium, carbon, copper, aluminum, titanium, ITO (Indium Tin Oxide), ZnO (Zinc Oxide: oxidation) A conductive layer made of a conductive material such as zinc) is formed by screen printing or sputtering deposition. Then, the conductive layer formed on one surface of the insulating substrate is subjected to patterning by laser processing or photolithography, so that the working electrode 101 and the counter electrode 102 and the biosensor sensor chip 100 are mounted on the measuring instrument. Then, an electrode system including electrode patterns 101a and 102a that electrically connect each of the working electrode 101 and the counter electrode 102 to the measuring instrument is formed.
  • a noble metal such as platinum, gold, palladium, carbon, copper, aluminum, titanium, ITO (Indium Tin Oxide), Zn
  • the working electrode 101 and the counter electrode 102 are arranged so that the respective distal end sides are exposed to the cavity 103.
  • the electrode patterns 101a and 102a on the rear end side of the working electrode 101 and the counter electrode 102 are the edges of the electrode layer 110 on the opposite side to the sample introduction port 103a, and are the ends of the electrode layer 110 on which the spacer layer 120 is not stacked. It is stretched to the edge.
  • the spacer layer 120 is laminated on the electrode layer 110 formed as described above.
  • the spacer layer 120 is formed of a substrate made of an insulating material such as polyethylene terephthalate, and a slit 104 for forming the cavity 103 is formed at substantially the center of the front end edge of the substrate. Then, the slit 104 is disposed on the distal end side of the working electrode 101 and the counter electrode 102, and the spacer layer 120 is partially covered and laminated on one surface of the electrode layer 110, so that the electrode layer 110 and the slit 104 are stacked. A cavity 103 to which a sample is supplied is formed.
  • the reaction layer 106 is formed after the cavity 103 formed by laminating the spacer layer 120 on the electrode layer 110 is cleaned with plasma.
  • plasma used in the plasma cleaning process
  • various plasmas used in metal activation treatment by plasma such as oxygen plasma, nitrogen plasma, and argon plasma can be used. Plasma may be used.
  • the reaction layer 106 is formed on the tip side of the working electrode 101 and the counter electrode 102 exposed to the cavity 103 before the cover layer 130 is laminated on the spacer layer 120.
  • a hydrophilizing agent such as a surfactant or phospholipid is applied to the inner wall of the cavity 103.
  • the reaction layer 106 is provided on the electrode layer 110 and includes a hydrophilic layer 106a including a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms, and is stacked on the hydrophilic layer 106a, so that a double layer of enzyme and oxygen atoms is formed.
  • a hydrophilic layer 106a including a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms
  • a predetermined amount of a reagent 201 containing CMC as a hydrophilic polymer having a double bond of an oxygen atom is dropped from the dropping device 200 into the cavity 103 and dried to dry the hydrophilic layer.
  • 106a is formed (hydrophilic layer forming step).
  • a predetermined amount of a reagent 202 containing methylcellulose as a hydrophilic polymer having no enzyme and oxygen atom double bond is dropped from the dropping device 200 into the cavity 103 and dried.
  • the enzyme layer 106b is formed (enzyme layer forming step).
  • a predetermined amount of a reagent 203 containing hydroxypropylmethylcellulose as a hydrophilic polymer having no mediator and oxygen atom double bond is dropped from the dropping device 200 into the cavity 103.
  • the mediator layer 106c is formed by drying (the mediator layer forming step)
  • the reaction layer 106 is formed.
  • the mediator layer 106c is formed on the enzyme layer 106b after the enzyme layer 106b is formed in the cavity 103. However, after the mediator layer 106c is formed in the cavity 103, the mediator layer 106c is formed on the mediator layer 106c.
  • An enzyme layer 106b may be formed. As described above, in this embodiment, the enzyme layer 106b and the mediator layer 106c constitute the “reagent layer” of the present invention.
  • enzymes include glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, alcohol oxidase, sarcosine oxidase, fructosylamine oxidase, pyruvate oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, alcohol dehydrogenase, hydroxybutyrate dehydrogenase, cholesterol esterase, creatininase , Creatinase, DNA polymerase, etc.
  • Various sensors can be formed.
  • glucose oxidase or glucose dehydrogenase can be used to form a glucose sensor that detects glucose in a blood sample
  • alcohol oxidase or alcohol dehydrogenase can be used to form an alcohol sensor that detects ethanol in a blood sample.
  • a lactic acid sensor for detecting lactic acid in a blood sample can be formed, and a total cholesterol sensor can be formed by using a mixture of cholesterol esterase and cholesterol oxidase.
  • potassium ferricyanide As mediators, potassium ferricyanide, ferrocene, ferrocene derivatives, benzoquinone, quinone derivatives, osmium complexes, ruthenium complexes, and the like can be used.
  • hydrophilic polymers having a double bond of oxygen atom include carbonyl group, acyl group, carboxyl group, aldehyde group, sulfo group, sulfonyl group, sulfoxide group, tosyl group, nitro group, nitroso group, ester group, keto group.
  • a polymer having a group, a ketene group, or the like can be used.
  • hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond hydroxypropylmethylcellulose, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, hydroxyethylcellulose, hydroxyethylmethylcellulose, polyvinyl alcohol, polyethylene glycol and the like can be used.
  • the hydrophilic polymer which does not have the double bond of the oxygen atom mixed with the enzyme and the mediator in each of the reagents 202 and 203 functions as a thickener.
  • a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atom and a hydrophilic polymer having no double bond of oxygen atom may be used in combination of two or more.
  • hydrophilizing agent surfactants such as Triton X100 (manufactured by Sigma Aldrich), Tween 20 (manufactured by Tokyo Chemical Industry Co., Ltd.), sodium bis (2-ethylhexyl) sulfosuccinate, and phospholipids such as lecithin can be used.
  • the hydrophilizing agent may be mixed with the reagents 202 and 203 and dropped into the cavity 103, or may be dropped into the cavity 104 after the reagent layer is formed. . You may apply
  • a buffering agent such as phosphoric acid may be provided in order to reduce variation in the concentration of ions contained in the sample.
  • the cover layer 130 formed of a substrate made of an insulating material such as polyethylene terephthalate is laminated on the spacer layer 120, whereby the biosensor 100 is formed.
  • the cover layer 130 has an air hole 105 that communicates with the cavity 103 when laminated on the spacer layer 120, and the cover layer 130 has the cavity 103. And is laminated on the spacer layer 120.
  • the biosensor 100 is formed for the purpose of quantifying glucose in blood, and FAD (flavin adenine dinucleotide) is used as an enzyme that specifically reacts with glucose as a measurement target substance.
  • FAD flavin adenine dinucleotide
  • a mediator that contains GDH (glucose dehydrogenase) hereinafter referred to as FAD-GDH
  • FAD-GDH glycose dehydrogenase
  • the reaction layer 106 containing potassium ferricyanide is provided on the tip side of the working electrode 101 and the counter electrode 102 exposed to the cavity 103.
  • a sample made of blood is brought into contact with the sample introduction port 103a at the tip, whereby the sample is sucked toward the air hole 105 by a capillary phenomenon and supplied to the cavity 103. .
  • the reaction layer 106 is dissolved in the sample supplied to the cavity 103, electrons are released by an enzyme reaction between glucose as a measurement target substance in the sample and FAD-GDH, and ferricyanide is generated by the emitted electrons.
  • the ions are reduced to produce ferrocyanide ions, which are reducing substances.
  • a voltage for example, 0.3 V
  • the glucose in the sample is quantified in the measuring instrument by measuring the oxidation current flowing between the working electrode 101 and the counter electrode 102 by oxidation.
  • a current value 3 to 5 seconds later is measured as an oxidation current.
  • FIG. 4 is a diagram illustrating the relationship between the storage period of the biosensor and the background current, where the horizontal axis indicates the storage period (h), and the vertical axis indicates the magnitude of the background current ( ⁇ A). Also, ⁇ in the figure indicates the background current of a conventional biosensor in which the enzyme layer 106b and the mediator layer 106c do not contain a hydrophilic polymer that does not have a double bond of an oxygen atom. Indicates the background current of the biosensor 100 of the present embodiment. The background current was measured by supplying a sample for measuring the background current to the cavity 103 and then measuring the oxidation current in the same manner as a normal procedure.
  • the background current increases with time in the conventional biosensor as the storage period of the biosensor increases, whereas in the biosensor 100 of the present embodiment, the background current increases. The increase is suppressed.
  • the working electrode 101 exposed to the cavity 103 formed by the slit 104 of the spacer layer 120 and the reaction layer 106 provided on the tip side of the counter electrode 102 are formed on the electrode layer 110.
  • the hydrophilic polymer has a double bond of oxygen atom, it is considered that the functional group having the double bond of oxygen bond reduces the mediator by nucleophilic attack on the mediator.
  • reagent layer (enzyme layer 106b and mediator layer 106c) separated and laminated into a hydrophilic layer 106a containing a hydrophilic polymer having a heavy bond, the enzyme and the mediator, and a hydrophilic layer that does not have a double bond of oxygen atoms.
  • Functional polymers In the reagent layer (enzyme layer 106b and mediator layer 106c) separated and laminated into a hydrophilic layer 106a containing a hydrophilic polymer having a heavy bond, the enzyme and the mediator, and a hydrophilic layer that does not have a double bond of oxygen atoms. Functional polymers.
  • the mediator contained in the mediator layer 106c in the storage state is hydrophilic to the hydrophilic layer 106a.
  • CMC which is a hydrophilic polymer
  • a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms has a higher effect of blocking the movement of blood cells and the like than a hydrophilic polymer having no double bond of oxygen atoms, and the electrode layer 110 Since the hydrophilic layer 106a provided above contains CMC having a double bond of oxygen atoms, when a blood sample is supplied to the cavity 103 of the biosensor 100, blood is supplied by the CMC of the hydrophilic layer 106a. Since the sample is efficiently filtered and the movement of blood cells contained in the blood sample is prevented, the influence on the measurement accuracy due to the difference in the hematocrit value of the blood sample can be reduced. Therefore, an accurate and highly reliable biosensor 100 can be provided.
  • a reagent layer is formed by an enzyme layer 106b containing an enzyme and methylcellulose having no oxygen atom double bond and a mediator and a mediator layer 106c containing hydroxypropylmethylcellulose having no oxygen atom double bond.
  • an enzyme layer 106b containing an enzyme and methylcellulose having no oxygen atom double bond
  • a mediator and a mediator layer 106c containing hydroxypropylmethylcellulose having no oxygen atom double bond.
  • a mediator layer 106c is laminated on the enzyme layer 106b, and the enzyme layer 106b is disposed at a position closer to the electrode layer 110. Since the mobility of the enzyme is smaller than that of the mediator, the amount of the enzyme / mediator in the vicinity of the electrode is larger than when the enzyme is laminated on the mediator, and the response and measurement accuracy of the sensor are improved.
  • hydroxypropylmethylcellulose, hydroxypropylcellulose, methylcellulose, hydroxyethylcellulose, hydroxyethylmethylcellulose, polyvinyl alcohol, and polyethylene glycol is included in the reagent layer as a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond.
  • the mediator contained in the reagent layer can be prevented from being reduced, and the reagent layer can be prevented from peeling off from the hydrophilic layer 106a, so that the biosensor 110 having a practical configuration can be provided.
  • the electrode layer 110 with a hydrophilic layer 106a containing at least CMC as a hydrophilic polymer having a double bond of oxygen atoms, it is possible to prevent the reagent layer stacked on the hydrophilic layer 106a from being peeled off. it can.
  • the blood sample is supplied to the cavity 103 of the biosensor 100, the blood sample is filtered by the hydrophilic polymer of the hydrophilic layer 106a and movement of blood cells contained in the blood sample is prevented. The influence on the measurement accuracy due to the difference in hematocrit value can be reduced.
  • FIG. 5 is a cross-sectional view of the cavity portion of the biosensor according to the second embodiment of the present invention.
  • this embodiment is different from the first embodiment described above in that it does not have a double bond of oxygen atoms between the hydrophilic layer 106a and the enzyme layer 106b (reagent layer).
  • An intermediate layer 106d containing a polymer is further provided. Since the other configuration is the same as that of the first embodiment described above, description of the configuration and operation is omitted by attaching the same reference numerals.
  • the intermediate layer 106d containing a hydrophilic polymer that does not have a double bond of oxygen atoms is provided between the hydrophilic layer 106a and the enzyme layer 106b, and oxygen contained in the hydrophilic layer 106a. Since the intermediate layer 106d further prevents the hydrophilic polymer having an atomic double bond from coming into contact with the mediator included in the mediator layer 106c, the mediator included in the mediator layer 106c can increase the hydrophilicity of the hydrophilic layer 106a. Reduction by molecules can be further suppressed.
  • FIG. 6 is a cross-sectional view of a cavity portion of a biosensor according to a third embodiment of the invention.
  • this embodiment differs from the second embodiment described above in that a reagent layer 106e having a single-layer structure including an enzyme, a mediator, and a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond is provided. It is a point laminated on the intermediate layer 106d. Since the other configuration is the same as that of the first embodiment described above, description of the configuration and operation is omitted by attaching the same reference numerals.
  • this embodiment can achieve the same effects as those of the first and second embodiments described above.
  • FIG. 7 is a cross-sectional view of a cavity portion of a biosensor according to a fourth embodiment of the invention.
  • this embodiment is different from the first embodiment described above in that a reagent layer 106e having a single-layer structure including an enzyme, a mediator, and a hydrophilic polymer having no oxygen atom double bond is used. It is the point laminated
  • this embodiment can achieve the same effects as those of the first embodiment described above.
  • the reagent layer can be changed to the enzyme layer 106b.
  • a three-layer structure including a mediator layer 106c and an intermediate layer including a hydrophilic polymer that does not have a double bond of an oxygen atom provided between the enzyme layer 106b and the mediator layer 106c may be used. This prevents the enzyme contained in the enzyme layer 106b and the mediator contained in the mediator layer 106c from coming into contact with the intermediate layer, thereby effectively preventing the enzyme and mediator from reacting in the storage state. can do.
  • an ethanol sensor or a lactic acid sensor may be formed by changing the combination of the enzyme and the mediator included in the reaction layer 106 of the biosensor 100 described above.
  • the biosensor 100 is formed in a bipolar electrode structure having the working electrode 101 and the counter electrode 102.
  • the biosensor 100 is formed in a tripolar electrode structure by further providing a reference electrode. May be.
  • a predetermined potential based on the counter electrode 102 may be applied to the working electrode 101 in a state where the counter electrode 102 is grounded and a reference potential is applied to the reference electrode by the voltage output unit.
  • a blood sample is placed in the cavity 103 by monitoring a current flowing between the working electrode 101 and the counter electrode 102 by applying a predetermined voltage between the working electrode 101 and the counter electrode 102.
  • a detection electrode for detecting that the sample has been supplied to the cavity 103 may be further provided. In this case, by applying a predetermined voltage between the counter electrode 102 and the detection electrode, the current flowing between the counter electrode 102 and the detection electrode is monitored to detect that the sample is supplied to the cavity 103. do it.
  • the cover layer 130 is formed of a transparent member so that it can be visually confirmed that the blood sample has been supplied to the cavity 103. Is desirable.
  • An electrode layer provided with an electrode system including a working electrode and a counter electrode, a spacer layer in which slits for forming a cavity are formed and stacked on the electrode layer, and an air hole communicating with the cavity are formed in the spacer layer.
  • the present invention can be widely applied to biosensors including a laminated cover layer and reaction layers provided on the working electrode and the counter electrode.

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Abstract

　保管状態においてメディエータが還元されるのを抑制することができる技術を提供する。　酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層１０６ａに分離して積層された試薬層（酵素層１０６ｂ、メディエータ層１０６ｃ）には、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子とが含まれている。したがって、メディエータの周囲が酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子により囲まれた状態となるので、保管状態においてメディエータ層１０６ｃに含まれるメディエータが親水層１０６ａの親水性高分子であるＣＭＣと接触するのを防止することができ、メディエータが親水層１０６ａの酸素原子の二重結合を有する親水性高分子により還元されるのを抑制することができる。

Description

バイオセンサ
　本発明は、作用極および対極を含む電極系が設けられた電極層と、キャビティを形成するためのスリットが形成されて電極層に積層されるスペーサ層と、キャビティに連通する空気穴が形成されてスペーサ層に積層されるカバー層と、作用極および対極に設けられた反応層とを備えるバイオセンサに関する。
　図８の従来のバイオセンサに示すように、作用極５０１および対極５０２を含む電極系と、測定対象物質と特異的に反応する酵素を含む反応層５０３とを有するバイオセンサ５００を用いて、試料に含まれる測定対象物質と反応層５０３とが反応することで生成される還元物質を作用極５０１と対極５０２との間に電圧を印加して酸化することにより得られる酸化電流を計測することで測定対象物質の定量を行う物質の測定方法が知られている（例えば特許文献１参照）。
　図８に示すバイオセンサ５００は、試料に含まれるグルコースを定量するためのセンサであって、ポリエチレンテレフタレートやポリイミドなどの絶縁性基板に電極が設けられて形成された電極層５０４と、カバー層５０６と、電極層５０４とカバー層５０６とに挟まれて配置されるスペーサ層５０５とが積層されて形成される。また、スペーサ層５０５には、試料が供給されるキャビティ５０７を形成するためのスリットが設けられており、電極層５０４にスペーサ層５０５を介してカバー層５０６が積層されて接着されることで、電極層５０４と、スペーサ層５０５のスリットの部分と、カバー層５０６とにより試料が供給されるキャビティ５０７が形成される。そして、スリットの開口部分によりバイオセンサ５００の側面に形成される試料導入口からキャビティ５０７に試料が供給される。また、カバー層５０６には、毛細管現象による試料のキャビティ５０７への供給を円滑に行うために、キャビティ５０７の終端部と連通する空気穴５０６ａが形成されている。
　また、電極層５０４には、作用極５０１および対極５０２が設けられ、これらの電極５０１，５０２にそれぞれ電気接続される電極パターンが設けられることにより電極層５０４に電極系が形成されている。また、作用極５０１および対極５０２上には反応層５０３が設けられており、作用極５０１および対極５０２は、それぞれバイオセンサ５００に形成されたキャビティ５０７に露出するように電極層５０４に設けられている。
　したがって、液体から成る試料がキャビティ５０７に試料導入口から供給されると、キャビティ５０７に露出する各電極５０１，５０２と反応層５０３とが試料に接触すると共に、反応層５０３が試料に溶解する。
　また、作用極５０１および対極５０２上に設けられた反応層５０３は、電極層５０４上に設けられ、親水性高分子であるカルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）を含む親水層５０３ａと、親水層５０３ａに積層され、試料に含まれるグルコースに特異的に反応するグルコースオキシダーゼおよびメディエータ（電子受容体）としてのフェリシアン化カリウムを含む試薬層５０３ｂとにより形成されている。そして、電極層５０４上に設けられた親水層５０３ａにより、各電極５０１，５０２が保護されると共に、試薬層５０３ｂの剥離が防止されている。
　また、フェリシアン化カリウムが試料に溶解することによるフェリシアン化イオンは、グルコースオキシダーゼと反応してグルコースがグルコノラクトンに酸化される際に放出される電子により還元体であるフェロシアン化イオンに還元される。したがって、バイオセンサ５００に形成されたキャビティ５０７にグルコースを含む試料が試料導入口から供給されると、フェリシアン化イオンはグルコースが酸化されることにより放出される電子により還元されるため、試料に含まれて酵素反応により酸化されるグルコースの濃度に応じた量だけフェリシアン化イオンの還元体であるフェロシアン化イオンが生成される。
　このよう構成されたバイオセンサ５００では、酵素反応の結果生じたメディエータの還元体を作用極５０１上で酸化することにより得られる酸化電流が試料中のグルコース濃度に依存した大きさとなるため、この酸化電流を計測することにより試料に含まれるグルコースの定量を行うことができる。
特開２００１－２８１２０２号公報（段落００１７，００１８、図２など）
　ところで、血液試料には赤血球などの血球が含まれており、上記した酸化電流の大きさは、血液試料中の血球の容積の割合を示すヘマトクリット値の大きさに影響されることが知られている。そこで、上記したバイオセンサ５００では、電極層５０４上に設けられ、親水性高分子であるＣＭＣを含む親水層５０３ａにより、血液試料が濾過されて血球の電極層方向への移動が抑制されることで、ヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響の低減が図られている。
　ところが、ＣＭＣなどの親水性高分子は、試薬層５０３ｂに含まれるメディエータを還元することが知られている。したがって、例えばバイオセンサ５００が保管された状態において、親水層に含まれる親水性高分子によりメディエータが還元されると、上記した酸化電流を計測する際に、親水性高分子により還元されたメディエータが酸化することによる酸化電流もバックグランド電流として、計測対象である酸化電流と一緒に計測されるので、測定精度が劣化する。そこで、バイオセンサ５００では、親水性高分子を含む親水層５０３ａと、メディエータを含む試薬層５０３ｂとが分離して積層されることにより、親水層５０３ａに含まれる親水性高分子と、試薬層５０３ｂに含まれるメディエータとの反応が防止されている。
　しかしながら、上記したように親水層５０３ａおよび試薬層５０３ｂが分離して積層されていても、親水層５０３ａおよび試薬層５０３ｂが接触する界面から、親水性高分子とメディエータとの反応が徐々に進むことにより、バイオセンサ５００を用いた測定精度が劣化するので、技術の改善が求められていた。
　本発明は、上記課題に鑑みてなされたものであり、保管状態においてメディエータが還元されるのを抑制することができる技術を提供することを目的とする。
　上記した目的を達成するために、本発明のバイオセンサは、絶縁性基板の一方面に作用極および対極を含む電極系が設けられた電極層と、スリットが形成されて、前記スリットが前記作用極および前記対極の先端側に配置されて前記電極層の前記一方面に積層されるスペーサ層と、前記電極層および前記スリットにより形成されて試料が供給されるキャビティと、前記キャビティに連通する空気穴が形成されて前記キャビティを被覆して前記スペーサ層に積層されるカバー層と、前記キャビティに露出する前記作用極および前記対極の先端側に設けられた反応層とを備えるバイオセンサにおいて、前記反応層は、前記電極層上に設けられ、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層と、前記親水層に積層され、測定対象物質と反応する酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む試薬層とを備えることを特徴としている（請求項１）。
　このように構成された発明では、スペーサ層のスリットにより形成されたキャビティに露出する作用極および対極の先端側に設けられた反応層は、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層と、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子とを含む試薬層とを備えている。親水性高分子が酸素原子の二重結合を有する場合、酸素原子の二重結合を有する官能基がメディエータに対して求核攻撃することによりメディエータが還元されると考えられるが、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層に分離して積層された試薬層には、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子とが含まれている。
　したがって、メディエータの周囲が酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子により囲まれた状態となるので、保管状態において試薬層に含まれるメディエータが親水層の親水性高分子と接触するのを防止することができ、メディエータが親水層の親水性高分子により還元されるのを抑制することができる。また、一般的に、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子は、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子よりも血球等の移動を阻止する効果が高く、電極層上に設けられた親水層には、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子が含まれているため、バイオセンサのキャビティに例えば血液試料が供給された場合に、親水層の親水性高分子により血液試料が効率よく濾過されて血液試料に含まれる血球の移動が阻止されるので、血液試料のヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響を低減することができる。したがって、本試薬構造により、メディエータの還元抑制とヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響低減を両立することが可能となり、正確で信頼性の高いバイオセンサを提供することができる。
　また、前記反応層は、前記親水層と前記試薬層との間に、前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層をさらに備えていてもよい（請求項２）。
　このように構成すると、親水層と試薬層との間に、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層が設けられており、親水層に含まれる酸素原子の二重結合を有する親水性高分子が試薬層に含まれるメディエータに接触するのが中間層により防止されるので、試薬層に含まれるメディエータが親水層の親水性高分子により還元されるのをさらに抑制することができる。
　また、前記試薬層は、前記酵素および前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む酵素層と、前記メディエータおよび前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含むメディエータ層とを備えているとよい（請求項３）。
　このようにすれば、酵素および酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む酵素層と、メディエータおよび酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含むメディエータ層とにより試薬層が形成されており、酵素およびメディエータが分離された状態であるので、保管状態においてメディエータが酵素により還元されるのを抑制することができる。
　また、前記酵素層上に前記メディエータ層が積層されていてもよい（請求項４）。
　このようにすると、酵素層上にメディエータ層が積層されており、電極層により近い位置に酵素層が配置されている。酵素の移動度はメディエータより小さいので、電極近傍での酵素・メディエータ量が、メディエータの上に酵素が積層された場合より多くなり、センサの応答性と測定精度が向上する。
　また、前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子は、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコールのうちの少なくとも１つを含むとよい（請求項５）。
　このようにすると、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコールのうちの少なくとも１つが酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子として試薬層に含まれることにより、試薬層に含まれるメディエータが還元されるのを防止することができると共に、試薬層が親水層から剥離するのを防止することができるので、実用的な構成のバイオセンサを提供することができる。
　また、前記酸素原子の二重結合を有する親水性高分子は、少なくともカルボキシメチルセルロースを含むとよい（請求項６）。
　このように構成すれば、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子として少なくともカルボキシメチルセルロースを含む親水層を電極層上に設けることにより、親水層に積層される試薬層が剥離するのを防止することができる。また、バイオセンサのキャビティに例えば血液試料が供給された場合に、親水層の親水性高分子により血液試料が濾過されて血液試料に含まれる血球の移動が阻止されるので、血液試料のヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響を低減することができる。
　本発明によれば、メディエータの周囲が酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子により囲まれた状態となるので、保管状態において試薬層に含まれるメディエータが親水層の親水性高分子と接触するのを防止することができ、メディエータが親水層の親水性高分子により還元されるのを抑制することができる。また、バイオセンサのキャビティに例えば血液試料が供給された場合に、親水層の酸素原子の二重結合を有する親水性高分子により血液試料が効率よく濾過されて血液試料に含まれる血球の移動が阻止されるので、血液試料のヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響を低減することができる。したがって、本試薬構造により、メディエータの還元抑制とヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響低減を両立することが可能となり、正確で信頼性の高いバイオセンサを提供することができる。
本発明の第１実施形態にかかるバイオセンサを示す図であって、（ａ）は分解斜視図、（ｂ）は斜視図である。 図１のバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。 本発明の第１実施形態にかかるバイオセンサの製造方法を示す図であって、（ａ）～（ｃ）はそれぞれ異なる工程を示す。 バイオセンサの保管期間とバックグランド電流との関係を示す図である。 本発明の第２実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。 本発明の第３実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。 本発明の第４実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。 従来のバイオセンサを示す図である。
　＜第１実施形態＞
　本発明の第１実施形態にかかるバイオセンサおよびこのバイオセンサの製造方法について図１～図４を参照して説明する。
　（バイオセンサの構成および製造方法）
　図１は本発明の第１実施形態にかかるバイオセンサを示す図であって、（ａ）は分解斜視図、（ｂ）は斜視図である。図２は図１のバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。図３は本発明の第１実施形態にかかるバイオセンサの製造方法を示す図であって、（ａ）～（ｃ）はそれぞれ異なる工程を示す。
　この発明のバイオセンサ１００は、作用極１０１および対極１０２を含む電極系と、メディエータおよび測定対象物質と反応する酵素を含む反応層１０６とを有し、測定器（図示省略）に装着されて使用されるものである。すなわち、測定器に装着されたバイオセンサ１００の先端側に設けられたキャビティ１０３に供給された血液などの試料に含まれるグルコースなどの測定対象物質と、バイオセンサ１００に設けられた反応層１０６とが反応することで生成される還元物質を、作用極１０１と対極１０２との間に電圧を印加して酸化することにより得られる酸化電流を計測することで、試料に含まれる測定対象物質の定量が行われる。
　すなわち、バイオセンサ１００は、図１および図２に示すように、それぞれ、セラミック、ガラス、プラスチック、紙、生分解性材料、ポリエチレンテレフタレートなどの絶縁性材料により形成された、作用極１０１および対極１０２を含む電極系が設けられた電極層１１０と、キャビティ１０３に連通する空気穴１０５が形成されたカバー層１３０と、キャビティ１０３を形成するためのスリット１０４が形成され、電極層１１０およびカバー層１３０に挟まれて配置されるスペーサ層１２０とが、試料導入口１０３ａが設けられる先端側が揃った状態で積層されて接着されることにより形成される。また、作用極１０１および対極１０２上には、試料に含まれるグルコースなどの測定対象物質と反応する酵素を含む反応層１０６が設けられている。そして、後端側から測定器の所定の挿入口に挿入されて装着されることで、バイオセンサ１００は測定器に装着される。
　この実施形態では、電極層１１０は、ポリエチレンテレフタレートなどの絶縁性材料から成る絶縁性基板により形成される。また、電極層１１０を形成する絶縁性基板の一方面に、白金、金、パラジウムなどの貴金属やカーボン、銅、アルミニウム、チタン、ＩＴＯ（Indium Tin Oxide：酸化インジウム錫）、ＺｎＯ（Zinc Oxide：酸化亜鉛）などの導電性物質から成る導電層が、スクリーン印刷やスパッタリング蒸着法により形成されている。そして、絶縁性基板の一方面に形成された導電層に、レーザ加工やフォトリソグラフィによるパターン形成が施されることにより、作用極１０１および対極１０２と、バイオセンサセンサチップ１００が測定器に装着されたときに、作用極１０１および対極１０２のそれぞれと測定器とを電気的に接続する電極パターン１０１ａ，１０２ａとを含む電極系が形成される。
　また、作用極１０１および対極１０２は、それぞれの先端側が、キャビティ１０３に露出するように配置される。また、作用極１０１および対極１０２それぞれの後端側の電極パターン１０１ａ，１０２ａは、試料導入口１０３ａと反対側の電極層１１０の端縁であって、スペーサ層１２０が積層されない電極層１１０の端縁まで延伸されて形成される。
　次に、上記したようにして形成された電極層１１０にスペーサ層１２０が積層される。スペーサ層１２０は、ポリエチレンテレフタレートなどの絶縁性材料から成る基板により形成され、基板の先端縁部のほぼ中央にキャビティ１０３を形成するためのスリット１０４が形成されている。そして、スリット１０４が、作用極１０１および対極１０２の先端側に配置されて、スペーサ層１２０が電極層１１０の一方面を部分的に被覆して積層されることにより、電極層１１０およびスリット１０４により試料が供給されるキャビティ１０３が形成される。
　続いて、電極層１１０にスペーサ層１２０が積層されて形成されるキャビティ１０３部分が、プラズマにより洗浄処理された後に、反応層１０６が形成される。なお、プラズマ洗浄工程において使用されるプラズマは、酸素プラズマ、窒素プラズマ、アルゴンプラズマなど、プラズマによる金属活性化処理において使用される種々のプラズマを使用することができ、減圧プラズマであっても大気圧プラズマであってもよい。
　図３（ａ）～（ｃ）に示すように、反応層１０６は、カバー層１３０がスペーサ層１２０に積層される前に、キャビティ１０３に露出する作用極１０１および対極１０２の先端側に、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）などの酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含有する試薬２０１と、酵素および酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含有する試薬２０２と、メディエータおよび酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含有する２０３とを順番に滴下することにより形成される。また、キャビティ１０４への血液などの試料の供給を円滑にするために、界面活性剤やリン脂質などの親水化剤がキャビティ１０３内壁に塗布される。
　具体的には、反応層１０６は、電極層１１０上に設けられ酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層１０６ａと、親水層１０６ａに積層され、酵素および酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む酵素層１０６ｂと、酵素層１０６ｂに積層され、メディエータおよび酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含むメディエータ層１０６ｃとを備え、次のようにして形成される。
　すなわち、図３（ａ）に示すように、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子としてＣＭＣを含有する試薬２０１が滴下装置２００からキャビティ１０３に所定量滴下されて乾燥することにより親水層１０６ａが形成される（親水層形成工程）。次に、図３（ｂ）に示すように、酵素および酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子としてメチルセルロースを含有する試薬２０２が滴下装置２００からキャビティ１０３に所定量滴下されて乾燥することにより酵素層１０６ｂが形成される（酵素層形成工程）。
　続いて、図３（ｃ）に示すように、メディエータおよび酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子としてヒドロキシプロピルメチルセルロースを含有する試薬２０３が滴下装置２００からキャビティ１０３に所定量滴下されて乾燥することによりメディエータ層１０６ｃが形成されることにより（メディエータ層形成工程）、反応層１０６が形成される。
　なお、上記した例では、酵素層１０６ｂがキャビティ１０３に形成された後に、酵素層１０６ｂ上にメディエータ層１０６ｃが形成されるが、メディエータ層１０６ｃがキャビティ１０３に形成された後に、メディエータ層１０６ｃ上に酵素層１０６ｂが形成されてもよい。以上のように、この実施形態では、酵素層１０６ｂおよびメディエータ層１０６ｃにより本発明の「試薬層」が構成されている。
　また、酵素としては、グルコースオキシダーゼ、乳酸オキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、アルコールオキシダーゼ、ザルコシンオキシダーゼ、フルクトシルアミンオキシダーゼ、ピルビン酸オキシダーゼ、グルコースデヒドロゲナーゼ、乳酸デヒドロゲナーゼ、アルコールデヒドロゲナーゼ、ヒドロキシ酪酸デヒドロゲナーゼ、コレステロールエステラーゼ、クレアチニナーゼ、クレアチナーゼ、ＤＮＡポリメラーゼなどを用いることができ、これらの酵素を検出したい測定対象物質（グルコース、乳酸、コレステロール、アルコール、ザルコシン、フルクトシルアミン、ピルビン酸、ヒドロキシ酪酸など）に応じて選択することで種々のセンサを形成することができる。
　例えば、グルコースオキシダーゼまたはグルコースデヒドロゲナーゼを用いれば血液試料中のグルコースを検出するグルコースセンサを形成でき、アルコールオキシダーゼまたはアルコールデヒドロゲナーゼを用いれば血液試料中のエタノールを検出するアルコールセンサを形成でき、乳酸オキシダーゼを用いれば血液試料中の乳酸を検出する乳酸センサを形成でき、コレステロールエステラーゼとコレステロールオキシダーゼとの混合物を用いれば総コレステロールセンサを形成できる。
　また、メディエータとしては、フェリシアン化カリウム、フェロセン、フェロセン誘導体、ベンゾキノン、キノン誘導体、オスミウム錯体、ルテニウム錯体などを用いることができる。
　また、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子として、カルボニル基、アシル基、カルボキシル基、アルデヒド基、スルホ基、スルホニル基、スルホキシド基、トシル基、ニトロ基、ニトロソ基、エステル基、ケト基、ケテン基などを有するポリマーを用いることができる。
　また、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子として、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコールなどを用いることができる。なお、試薬２０２，２０３それぞれに、酵素およびメディエータと一緒に混合される酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子は増粘剤として機能する。また、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子および酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子は、それぞれ、２種類以上を組み合わせて用いてもよい。
　また、親水化剤としては、ＴｒｉｔｏｎＸ１００（シグマアルドリッチ社製）、Ｔｗｅｅｎ２０（東京化成工業社製）、ビス（２－エチルヘキシル）スルホコハク酸ナトリウムなどの界面活性剤、レシチンなどのリン脂質を用いることができる。また、親水化剤は、上記したようにキャビティ１０３に塗布する以外に、試薬２０２，２０３それぞれに混合してキャビティ１０３に滴下したり、試薬層が形成された後にキャビティ１０４に滴下してもよい。カバー層１３０のスペーサ層側の面に塗布してもよい。また、試料に含まれるイオン濃度のばらつきを低減するために、リン酸などの緩衝剤を設けてもよい。
　次に、反応層１０６がキャビティ１０３に形成された後に、ポリエチレンテレフタレートなどの絶縁性材料から成る基板により形成されたカバー層１３０が、スペーサ層１２０に積層されることにより、バイオセンサ１００が形成される。図１（ａ），（ｂ）に示すように、カバー層１３０には、スペーサ層１２０に積層されたときにキャビティ１０３と連通する空気穴１０５が形成されており、カバー層１３０は、キャビティ１０３を被覆してスペーサ層１２０に積層される。
　なお、この実施形態では、バイオセンサ１００は、血液中のグルコースの定量を行うことを目的に形成されており、測定対象物質としてのグルコースと特異的に反応する酵素としてＦＡＤ（フラビンアデニンジヌクレオチド）を補酵素とするＧＤＨ（グルコースデヒドロゲナーゼ）（以下、ＦＡＤ－ＧＤＨと表記する）を含み、測定対象物であるグルコースとＦＡＤ－ＧＤＨとの反応により生成される電子により還元されて還元物質と成るメディエータとしてフェリシアン化カリウムを含む反応層１０６がキャビティ１０３に露出する作用極１０１および対極１０２の先端側に設けられている。
　このように構成されたバイオセンサ１００では、先端の試料導入口１０３ａに血液から成る試料を接触させることにより、毛細管現象により試料が空気穴１０５に向かって吸引されてキャビティ１０３に試料が供給される。そして、キャビティ１０３に供給された試料に反応層１０６が溶解することにより、試料中の測定対象物質であるグルコースとＦＡＤ－ＧＤＨとの酵素反応により電子が放出され、放出された電子によりフェリシアン化イオンが還元されて還元物質であるフェロシアン化イオンが生成される。そして、反応層１０６が試料に溶解することによる酸化還元反応により生成された還元物質を、バイオセンサ１００の作用極１０１と対極１０２との間に電圧（例えば０．３Ｖ）を印加して電気化学的に酸化することにより、作用極１０１と対極１０２との間に流れる酸化電流を計測することで試料中のグルコースの定量が測定器において行われる。なお、バイオセンサ１００の作用極１０１と対極１０２との間に電圧が印加された後、３～５秒後の電流値が酸化電流として計測される。
　（バックグランド電流の比較例）
　図４はバイオセンサの保管期間とバックグランド電流との関係を示す図であり、横軸が保管期間（ｈ）を示し、縦軸がバックグランド電流の大きさ（μＡ）を示す。また、同図中の◆は、酵素層１０６ｂおよびメディエータ層１０６ｃが酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含まない従来のバイオセンサのバックグランド電流を示し、同図中の■は、本実施形態のバイオセンサ１００のバックグランド電流を示す。なお、バックグランド電流の測定は、バックグランド電流測定用の試料をキャビティ１０３に供給した後、通常の手順と同様に酸化電流を計測することにより行った。
　図４に示すように、バイオセンサの保管期間が長くなるのに伴い、従来のバイオセンサでは経時的にバックグランド電流が増大するのに対して、本実施形態のバイオセンサ１００ではバックグランド電流が増大するのが抑制されている。
　以上のように、この実施形態によれば、スペーサ層１２０のスリット１０４により形成されたキャビティ１０３に露出する作用極１０１および対極１０２の先端側に設けられた反応層１０６は、電極層１１０上に設けられ、ＣＭＣを含む親水層１０６ａと、親水層１０６ａに積層され、酵素およびメチルセルロースを含む酵素層１０６ｂと、酵素層１０６ｂに積層され、メディエータおよびヒドロキシプロピルメチルセルロースを含むメディエータ層１０６ｃとを備えている。親水性高分子が酸素原子の二重結合を有する場合、酸素結合の二重結合を有する官能基がメディエータに対して求核攻撃することによりメディエータが還元されると考えられるが、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層１０６ａに分離して積層された試薬層（酵素層１０６ｂ、メディエータ層１０６ｃ）には、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子とが含まれている。
　したがって、メディエータの周囲が酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子であるヒドロキシプロピルメチルセルロースにより囲まれた状態となるので、保管状態においてメディエータ層１０６ｃに含まれるメディエータが親水層１０６ａの親水性高分子であるＣＭＣと接触するのを防止することができ、メディエータが親水層１０６ａのＣＭＣにより還元されるのを抑制することができる。
　また、一般的に、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子は、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子よりも血球等の移動を阻止する効果が高く、電極層１１０上に設けられた親水層１０６ａには、酸素原子の二重結合を有するＣＭＣが含まれているため、バイオセンサ１００のキャビティ１０３に血液試料が供給された場合に、親水層１０６ａのＣＭＣにより血液試料が効率よく濾過されて血液試料に含まれる血球の移動が阻止されるので、血液試料のヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響を低減することができる。したがって、正確で信頼性の高いバイオセンサ１００を提供することができる。
　また、酵素および酸素原子の二重結合を有さないメチルセルロースを含む酵素層１０６ｂと、メディエータおよび酸素原子の二重結合を有さないヒドロキシプロピルメチルセルロースを含むメディエータ層１０６ｃとにより試薬層が形成されており、酵素およびメディエータが分離された状態であるので、保管状態において酵素とメディエータとが反応するのを抑制することができる。
　また、酵素層１０６ｂ上にメディエータ層１０６ｃが積層されており、電極層１１０により近い位置に酵素層１０６ｂが配置されている。酵素の移動度はメディエータより小さいので、電極近傍での酵素・メディエータ量が、メディエータの上に酵素が積層された場合より多くなり、センサの応答性と測定精度が向上する。
　また、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコールのうちの少なくとも１つが酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子として試薬層に含まれることにより、試薬層に含まれるメディエータが還元されるのを防止できると共に、試薬層が親水層１０６ａから剥離するのを防止できるので、実用的な構成のバイオセンサ１１０を提供することができる。
　また、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子として少なくともＣＭＣを含む親水層１０６ａを電極層１１０上に設けることにより、親水層１０６ａに積層される試薬層が剥離するのを防止することができる。また、バイオセンサ１００のキャビティ１０３に血液試料が供給された場合に、親水層１０６ａの親水性高分子により血液試料が濾過されて血液試料に含まれる血球の移動が阻止されるので、血液試料のヘマトクリット値の差異に伴う測定精度への影響を低減することができる。以上のように本試薬構造を採用することで、CMCによるメディエータの還元に伴うバックグラウンド電流増加の抑制と、CMC由来のヘマトクリット値の差異による測定精度ばらつきに対する低減効果を両立できる。そのため、正確で信頼性の高いバイオセンサ１００を提供することができる。
　＜第２実施形態＞
　本発明の第２実施形態にかかるバイオセンサについて図５を参照して説明する。図５は本発明の第２実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。この実施形態が上記した第１実施形態と異なるのは、図５に示すように、親水層１０６ａと酵素層１０６ｂ（試薬層）との間に、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層１０６ｄがさらに設けられている点である。その他の構成は上記した第１実施形態と同一であるため、その構成および動作の説明は同一符号を付すことにより省略する。
　このように構成すると、親水層１０６ａと酵素層１０６ｂとの間に、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層１０６ｄが設けられており、親水層１０６ａに含まれる酸素原子の二重結合を有する親水性高分子がメディエータ層１０６ｃに含まれるメディエータに接触するのが中間層１０６ｄによってより一層防止されるので、メディエータ層１０６ｃに含まれるメディエータが親水層１０６ａの親水性高分子により還元されるのをさらに抑制することができる。
　＜第３実施形態＞
　本発明の第３実施形態にかかるバイオセンサについて図６を参照して説明する。図６は発明の第３実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。この実施形態が上記した第２実施形態と異なるのは、図６に示すように、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む一層構造の試薬層１０６ｅが中間層１０６ｄに積層されている点である。その他の構成は上記した第１実施形態と同一であるため、その構成および動作の説明は同一符号を付すことにより省略する。
　以上のように、この実施形態でも上記した第１および第２実施形態と同様の効果を奏することができる。
　＜第４実施形態＞
　本発明の第４実施形態にかかるバイオセンサについて図７を参照して説明する。図７は発明の第４実施形態にかかるバイオセンサのキャビティ部分の横断面図である。この実施形態が上記した第１実施形態と異なるのは、図７に示すように、酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む一層構造の試薬層１０６ｅが親水層１０６ａに積層されている点である。その他の構成は上記した第１実施形態と同一であるため、その構成および動作の説明は同一符号を付すことにより省略する。
　以上のように、この実施形態でも上記した第１実施形態と同様の効果を奏することができる。
　なお、本発明は上記した実施形態に限定されるものではなく、その趣旨を逸脱しない限りにおいて、上記したもの以外に種々の変更を行なうことが可能であり、例えば、試薬層を、酵素層１０６ｂおよびメディエータ層１０６ｃと、酵素層１０６ｂおよびメディエータ層１０６ｃの間に設けられる酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層との３層構造に形成してもよい。このようにすると、酵素層１０６ｂに含まれる酵素とメディエータ層１０６ｃに含まれるメディエータとが中間層により接触するのが防止されるので、保管状態において、酵素およびメディエータが反応するのを効果的に防止することができる。
　また、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を、複数種類組み合わせて試薬層に適切に混合することにより、血液試料中の血球の移動を効果的に阻止したり、酵素層およびメディエータ層の拡散、混合が低減されてメディエータの還元を抑制する抑制効果を向上することができる。
　また、上記したバイオセンサ１００の反応層１０６に含まれる酵素およびメディエータの組合せを変更することによりエタノールセンサや乳酸センサなどを形成してもよい。
　また、上記した実施形態では、バイオセンサ１００は、作用極１０１および対極１０２を有する二極電極構造に形成されているが、参照極をさらに設けることによりバイオセンサ１００を三極電極構造に形成してもよい。この場合、対極１０２を接地して電圧出力部により参照極に参照電位を印加した状態で、作用極１０１に対極１０２を基準とする所定電位を印加すればよい。
　また、上記した実施形態では、作用極１０１と対極１０２との間に所定電圧を印加することにより、作用極１０１と対極１０２との間に流れる電流を監視することで、キャビティ１０３に血液試料が供給されたことが検出されるが、キャビティ１０３に試料が供給されたことを検知するための検知用電極をさらに設けてもよい。この場合、対極１０２と検知用電極との間に所定電圧を印加することにより、対極１０２と検知用電極との間に流れる電流を監視することで、キャビティ１０３に試料が供給されたことを検出すればよい。
　また、バイオセンサ１００を形成する電極層１１０、スペーサ層１２０およびカバー層１３０のうち、少なくともカバー層１３０は、キャビティ１０３に血液試料が供給されたことを視認できるように透明な部材で形成するのが望ましい。
　作用極および対極を含む電極系が設けられた電極層と、キャビティを形成するためのスリットが形成されて電極層に積層されるスペーサ層と、キャビティに連通する空気穴が形成されてスペーサ層に積層されるカバー層と、作用極および対極に設けられた反応層とを備えるバイオセンサに本発明を広く適用することができる。
　１００　　バイオセンサ
　１０１　　作用極
　１０２　　対極
　１０３　　キャビティ
　１０４　　スリット
　１０５　　空気穴
　１０６　　反応層
　１０６ａ　　親水層
　１０６ｂ　　酵素層
　１０６ｃ　　メディエータ層
　１０６ｄ　　中間層
　１０６ｅ　　試薬層
　１１０　　電極層
　１２０　　スペーサ層
　１３０　　カバー層

Claims (6)

  1. 　絶縁性基板の一方面に作用極および対極を含む電極系が設けられた電極層と、
    　スリットが形成されて、前記スリットが前記作用極および前記対極の先端側に配置されて前記電極層の前記一方面に積層されるスペーサ層と、
    　前記電極層および前記スリットにより形成されて試料が供給されるキャビティと、
    　前記キャビティに連通する空気穴が形成されて前記キャビティを被覆して前記スペーサ層に積層されるカバー層と、
    　前記キャビティに露出する前記作用極および前記対極の先端側に設けられた反応層とを備えるバイオセンサにおいて、
    　前記反応層は、
    　前記電極層上に設けられ、酸素原子の二重結合を有する親水性高分子を含む親水層と、
    　前記親水層に積層され、測定対象物質と反応する酵素およびメディエータと、酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む試薬層と
    　を備えることを特徴とするバイオセンサ。
  2. 　前記反応層は、
    　前記親水層と前記試薬層との間に、前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む中間層をさらに備えることを特徴とする請求項１に記載のバイオセンサ。
  3. 　前記試薬層は、
    　前記酵素および前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含む酵素層と、
    　前記メディエータおよび前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子を含むメディエータ層と
    を備えることを特徴とする請求項１または２に記載のバイオセンサ。
  4. 　前記酵素層上に前記メディエータ層が積層されていることを特徴とする請求項３に記載のバイオセンサ。
  5. 　前記酸素原子の二重結合を有さない親水性高分子は、ヒドロキシプロピルメチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、メチルセルロース、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ポリビニルアルコール、ポリエチレングリコールのうちの少なくとも１つを含むことを特徴とする請求項１ないし４のいずれかに記載のバイオセンサ。
  6. 　前記酸素原子の二重結合を有する親水性高分子は、少なくともカルボキシメチルセルロースを含むことを特徴とする請求項１ないし５のいずれかに記載のバイオセンサ。
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Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
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 (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP2018036091A (ja) * 2016-08-30 2018-03-08 アークレイ株式会社 バイオセンサ、及びその製造方法
US11808727B2 (en) * 2017-07-06 2023-11-07 Polymer Technology Systems, Inc. Systems and methods for an electrochemical total cholesterol test
CN108375399B (zh) * 2018-03-20 2024-10-18 苏州原位芯片科技有限责任公司 流量传感器
CN109270136B (zh) * 2018-11-20 2022-01-11 中国科学院大学 一种抗hct干扰的葡萄糖传感器
CN113358726B (zh) * 2021-05-18 2025-02-18 北京大学第一医院 用于电化学方法检测肌酐的电极、试纸及其制备方法

Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0783872A (ja) * 1993-07-23 1995-03-31 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
JP2000171428A (ja) * 1998-09-29 2000-06-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd グルコ―スセンサ
JP2001281202A (ja) 2000-01-27 2001-10-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
WO2003048756A1 (fr) * 2001-12-05 2003-06-12 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biocapteur
JP2009516168A (ja) * 2005-11-14 2009-04-16 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー セルロースポリマーを有する試験センサ試薬

Family Cites Families (6)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JP3156027B2 (ja) * 1993-07-21 2001-04-16 株式会社アシックス 慣性モーメントの測定方法及びその装置
JP3297630B2 (ja) * 1997-07-28 2002-07-02 松下電器産業株式会社 バイオセンサ
JP2001183330A (ja) * 1999-12-27 2001-07-06 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサ
JP2003130843A (ja) * 2001-10-23 2003-05-08 Matsushita Electric Ind Co Ltd 乳酸センサ
CN100339702C (zh) * 2002-03-01 2007-09-26 松下电器产业株式会社 生物传感器
US20040238359A1 (en) * 2003-05-28 2004-12-02 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biosensor

Patent Citations (5)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
JPH0783872A (ja) * 1993-07-23 1995-03-31 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
JP2000171428A (ja) * 1998-09-29 2000-06-23 Matsushita Electric Ind Co Ltd グルコ―スセンサ
JP2001281202A (ja) 2000-01-27 2001-10-10 Matsushita Electric Ind Co Ltd バイオセンサおよびその製造方法
WO2003048756A1 (fr) * 2001-12-05 2003-06-12 Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. Biocapteur
JP2009516168A (ja) * 2005-11-14 2009-04-16 バイエル・ヘルスケア・エルエルシー セルロースポリマーを有する試験センサ試薬

Cited By (1)

* Cited by examiner, † Cited by third party
Publication number Priority date Publication date Assignee Title
WO2014069070A1 (ja) * 2012-10-30 2014-05-08 株式会社村田製作所 バイオセンサ

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