JP2005043280A

JP2005043280A - Biosensor

Info

Publication number: JP2005043280A
Application number: JP2003279253A
Authority: JP
Inventors: Kaneyasu Chiyou; 金保趙
Original assignee: Hitachi Maxell Ltd
Current assignee: Maxell Holdings Ltd
Priority date: 2003-07-24
Filing date: 2003-07-24
Publication date: 2005-02-17

Abstract

<P>PROBLEM TO BE SOLVED: To provide a biosensor capable of developing biological liquid on a reaction layer quickly and accurately, and performing analysis processing quickly with an excellent work efficiency. <P>SOLUTION: Since a water-soluble polysaccaride polymer showing amphiphilicity is included in a reaction layer 9, the supplied biological liquid can be sent to/developed on the reaction layer 9 quickly and accurately by a wetting characteristic originated in a hydrophilic group in the polysaccaride polymer. Hereby, an enzyme reaction and an electrode reaction in the reaction layer 9 are proceeded smoothly, to thereby quicken the analysis processing and to improve an analysis efficiency. Since the reaction layer 9 is immediately dissolved by the biological liquid, the enzyme reaction and the electrode reaction can be smoothly proceeded also in this respect. <P>COPYRIGHT: (C)2005,JPO&NCIPI

Description

本発明は、血液、唾液、尿、汗などの生体液に含まれる血糖、中性脂肪、コレステロール、肝機能マーカーなど特定成分を、迅速かつ高精度に分析・定量することができるバイオセンサに関する。 The present invention relates to a biosensor capable of analyzing and quantifying specific components such as blood sugar, neutral fat, cholesterol, and liver function markers contained in biological fluids such as blood, saliva, urine, and sweat quickly and with high accuracy.

この種のバイオセンサは、例えば特許文献１及び２に公知である。特許文献１に記載のバイオセンサは、絶縁性の基板上に形成された作用極、対極及び参照極からなる電極系と、この電極系に接する反応層とを備える。そこでの反応層は、親水性高分子と酸化還元酵素と電子受容体とを含む。特許文献２では、酵素の活性の低下を抑制し、センサの長期保存性の向上を図ることを目的として、反応層に特定の糖類を含ませている。 This type of biosensor is known from, for example, Patent Documents 1 and 2. The biosensor described in Patent Document 1 includes an electrode system including a working electrode, a counter electrode, and a reference electrode formed on an insulating substrate, and a reaction layer in contact with the electrode system. The reaction layer there contains a hydrophilic polymer, an oxidoreductase, and an electron acceptor. In Patent Document 2, a specific saccharide is included in the reaction layer for the purpose of suppressing a decrease in enzyme activity and improving the long-term storage stability of the sensor.

特開平２−６２９５２号公報（請求項１、請求項２、図１）JP-A-2-62952 (Claim 1, Claim 2, FIG. 1) 特開２０００−８１４０８号公報（請求項１、段落番号００１２、図２）JP 2000-81408 A (Claim 1, paragraph number 0012, FIG. 2)

上記特許文献記載のバイオセンサにおいては、反応層上に特定成分を含む生体液が滴下されると、反応層が溶解して酵素と特定成分とが反応し、これに伴い電子受容体が還元される。そして、還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化電流値から特定成分の濃度を求めることができる。しかし、試料溶液である生体液を迅速に反応層上に展開することが難しく、従って反応層による酵素反応と電極反応とを円滑に進まず、作業効率良く分析処理を行うことができない点に不利がある。 In the biosensor described in the above patent document, when a biological fluid containing a specific component is dropped on the reaction layer, the reaction layer dissolves and the enzyme reacts with the specific component, and the electron acceptor is reduced accordingly. The Then, the reduced electron acceptor is electrochemically oxidized, and the concentration of the specific component can be obtained from the oxidation current value obtained at this time. However, it is difficult to rapidly spread the biological fluid, which is the sample solution, on the reaction layer. Therefore, the enzymatic reaction and electrode reaction by the reaction layer do not proceed smoothly, and the analysis process cannot be performed efficiently. There is.

この問題を解決する手段として、反応層上に界面活性剤層を設けて、センサ内に供給された生体液が該界面活性剤層を介して反応層上に展開されるようにしたものもあり、これによれば迅速且つ正確に反応層に生体液を到達させることができる。但し、反応層が界面活性剤で覆われていると、反応層の溶解性や反応性が低下することは避けられず、センサ感度が低下する。また、この種の界面活性剤層には高純度の卵黄レシチンを含めることが多く、バイオセンサの製造コストが増加することは避けられない。加えて、卵黄レシチンは人体に有害且つ可燃性を示すトルエンを溶解溶媒とするため、生産現場の安全性と防火を確保するためには高価な設備の導入が不可欠であり、この点でもバイオセンサの製造コストの増加は避けられない。 As a means for solving this problem, there is a method in which a surfactant layer is provided on the reaction layer so that the biological fluid supplied into the sensor is developed on the reaction layer through the surfactant layer. According to this, the biological fluid can reach the reaction layer quickly and accurately. However, if the reaction layer is covered with a surfactant, the solubility and reactivity of the reaction layer are inevitably lowered, and the sensor sensitivity is lowered. In addition, this type of surfactant layer often contains high-purity egg yolk lecithin, which inevitably increases the manufacturing cost of the biosensor. In addition, egg yolk lecithin uses toluene, which is harmful to humans and flammable, as a dissolving solvent. Therefore, in order to ensure safety and fire prevention at the production site, it is essential to introduce expensive equipment. An increase in manufacturing costs is inevitable.

本発明の目的は、生体液を迅速且つ正確に反応層に到達・展開することができ、従って、迅速且つ作業効率良く分析処理を行うことができるバイオセンサを提供することにある。本発明の目的は、従来の卵黄レシチンを含む界面活性剤層においては不可避であった反応層の溶解性や反応性が阻害されることに起因するセンサ感度の低下の不具合が一切なく、さらに安価に製造できるバイオセンサを提供することにある。 An object of the present invention is to provide a biosensor that can quickly and accurately reach and develop a biological fluid and thus can perform analysis processing quickly and efficiently. The object of the present invention is that there is no inconvenience of lowering of sensor sensitivity due to inhibition of solubility and reactivity of the reaction layer, which is unavoidable in the surfactant layer containing conventional egg yolk lecithin, and is inexpensive. Another object is to provide a biosensor that can be manufactured.

本発明者は、反応層のバインダーポリマーとして、両親媒性を示し、且つ水溶性の多糖類ポリマーを用いれば、上記問題を解決できることを見出して、本発明を開発するに至った。 The present inventor has found that the above problem can be solved by using a polysaccharide polymer that exhibits amphiphilic properties and is water-soluble as the binder polymer of the reaction layer, and has led to the development of the present invention.

すなわち、本発明のバイオセンサは、図１に示すごとく、絶縁性の基板１と、該基板１上に設けられた少なくとも作用極５と対極６とを含む電極系３と、作用極５上に形成された酵素を含む反応層９とを具備し、電極系３から得られる電流値に基づいて、生体液中に含まれる特定成分を検査・定量するバイオセンサであって、前記反応層９が、両親媒性を有し且つ水溶性に優れる多糖類ポリマーをバインダーとすることを特徴とする。 That is, the biosensor of the present invention includes an insulating substrate 1, an electrode system 3 including at least a working electrode 5 and a counter electrode 6 provided on the substrate 1, and a working electrode 5. A biosensor for inspecting and quantifying a specific component contained in a biological fluid based on a current value obtained from the electrode system 3, wherein the reaction layer 9 includes a reaction layer 9 containing an enzyme formed. And a polysaccharide polymer having amphiphilic properties and excellent water solubility as a binder.

電極系３の形態としては、図１に示すごとく上下一対の絶縁性の基板１ａ・１ｂの対向内面に、上下近接対向状に作用極５と対極６とを備える形態のほかに、一枚の絶縁性の基板上に、並列的に作用極と対極とを備えるものであってもよい。電極系３は、作用極５と対極６からなる二極方式のほかに、参照極を含む三極方式とすることができる。作用極５や対極６の形成方法としては、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法などを挙げることができ、その形成方法は問わない。 As the form of the electrode system 3, as shown in FIG. 1, in addition to the form in which the working electrode 5 and the counter electrode 6 are provided in the form of a vertically adjacent opposition on the opposing inner surfaces of a pair of upper and lower insulating substrates 1a and 1b, A working electrode and a counter electrode may be provided in parallel on an insulating substrate. The electrode system 3 can be a three-pole system including a reference electrode in addition to the two-pole system including the working electrode 5 and the counter electrode 6. Examples of the method for forming the working electrode 5 and the counter electrode 6 include a screen printing method and a sputtering deposition method, and the forming method is not limited.

具体的には、多糖類ポリマーは、疎水性部Ｒ１と親水性部Ｒ２を有し、且つ下式１で表される構造を持つものである。
（式１）
Ｒ１・多糖体・Ｒ２ Specifically, the polysaccharide polymer has a hydrophobic portion R1 and a hydrophilic portion R2, and has a structure represented by the following formula 1.
(Formula 1)
R1, polysaccharide, R2

多糖類ポリマーを構成する多糖体は、具体的には、セルロース、グアーガム、スターチ、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルグアーガム、ヒドロキシエチルスターチ、メチルセルロース、メチルグアーガム、メチルスターチ、エチルセルロース、エチルグアーガム、エチルスターチ、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルグアーガム、ヒドロキシプロピルスターチ、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルグアーガム、ヒドロキシエチルメチルスターチ、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メチルグアーガム、及びヒドロキシプロピルメチルスターチからなる群より選ばれる１種又は２種以上である。 Specifically, polysaccharides constituting the polysaccharide polymer are cellulose, guar gum, starch, hydroxyethyl cellulose, hydroxyethyl guar gum, hydroxyethyl starch, methyl cellulose, methyl guar gum, methyl starch, ethyl cellulose, ethyl guar gum, ethyl starch, hydroxypropyl. One or more selected from the group consisting of cellulose, hydroxypropyl guar gum, hydroxypropyl starch, hydroxyethyl methyl cellulose, hydroxyethyl methyl guar gum, hydroxyethyl methyl starch, hydroxypropyl methyl cellulose, hydroxypropyl methyl guar gum, and hydroxypropyl methyl starch It is.

多糖類ポリマーを構成する疎水性部Ｒ１は、炭素数１０〜４３の直鎖又は分岐鎖のアルキル基又はアルケニル基である。これらアルキル基又はアルケニル基には、ヒドロキシ基が置換してもよく、オキシカルボニル基又はエーテル結合が挿入されていてもよい。 The hydrophobic part R1 constituting the polysaccharide polymer is a linear or branched alkyl group or alkenyl group having 10 to 43 carbon atoms. In these alkyl groups or alkenyl groups, a hydroxy group may be substituted, and an oxycarbonyl group or an ether bond may be inserted.

多糖類ポリマーを構成する親水性部Ｒ２は、ヒドロキシル基（−ＯＨ）、カルボキシル基（−ＣＯＯ）、スルホン基（−ＳＯ₃ ）、リン酸基（−ＰＯ₄ ）等の官能基、又はその塩である。これらを単独であっても、２種以上有するものであってもよい。 The hydrophilic part R2 constituting the polysaccharide polymer is a functional group such as hydroxyl group (—OH), carboxyl group (—COO), sulfone group (—SO ₃ ), phosphate group (—PO ₄ ), or a salt thereof. It is. These may be used alone or in combination of two or more.

反応層９中の酵素は、血糖、中性脂肪、コレステロール、肝機能マーカーのいずれかを分解できる酸化還元酵素のうちの少なくともいずれか一つを含むものとする。具体例としては、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、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、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を挙げることができる。 The enzyme in the reaction layer 9 includes at least one of oxidoreductases capable of degrading any of blood glucose, neutral fat, cholesterol, and liver function markers. Specific examples include glucose oxidase, lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase, and the like.

反応層９には電子受容体を含ませることできる。電子受容体は、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体からなる群より選択される少なくとも１種とする。 The reaction layer 9 can contain an electron acceptor. The electron acceptor is at least one selected from the group consisting of potassium ferricyanide, p-benzoquinone and derivatives thereof, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene and derivatives thereof.

本発明のバイオセンサでは、反応層９のバインダーとして、両親媒性を示す多糖類ポリマーを用いたので、該多糖類ポリマーの親水性基に由来する濡れ特性により、供給された生体液を迅速且つ正確に反応層９上に展開させることができる。従って、反応層９による酵素反応と電極反応とが円滑に進み、分析処理の迅速化と分析効率の向上を図ることができる。また、本発明に係る多糖類ポリマーは、水溶性を有するものであるので、生体液により反応層９は直ちに溶解する。従って、この点においても反応層９の酵素反応と電極反応とを円滑に進めることができる。多糖類ポリマーの疎水性基であるアルキル基は、蛋白質等に対する安定化効果を有する。このため、生体液中に存する不純物である蛋白質が反応層９中の酵素と反応することにより、センサ感度が低下することをよく抑制でき、従って蛋白質濃度に左右されることなく、高い測定精度で生体液中の特定成分の分析・定量を行うことができる。 In the biosensor of the present invention, the polysaccharide polymer exhibiting amphiphilic properties is used as the binder of the reaction layer 9, so that the supplied biological fluid can be quickly and rapidly due to the wetting property derived from the hydrophilic group of the polysaccharide polymer. It can be accurately developed on the reaction layer 9. Therefore, the enzyme reaction and the electrode reaction by the reaction layer 9 proceed smoothly, and the analysis process can be speeded up and the analysis efficiency can be improved. In addition, since the polysaccharide polymer according to the present invention has water solubility, the reaction layer 9 is immediately dissolved by the biological fluid. Therefore, also in this point, the enzyme reaction and electrode reaction of the reaction layer 9 can be smoothly advanced. The alkyl group which is a hydrophobic group of the polysaccharide polymer has a stabilizing effect on proteins and the like. For this reason, it can suppress well that sensor sensitivity falls because the protein which is an impurity which exists in a biological fluid reacts with the enzyme in the reaction layer 9, Therefore, it does not depend on protein concentration, but with high measurement precision. Analysis and quantification of specific components in biological fluids can be performed.

先に述べたように、多糖類ポリマーは、反応層９の溶解性や反応性を阻害せず、従来の界面活性剤層のように測定精度の低下を招く不具合がない。また、従来の界面活性剤層に使用されていた卵黄レシチンを廃することができるので、バイオセンサを安価に製造できる点でも有利である。 As described above, the polysaccharide polymer does not hinder the solubility and reactivity of the reaction layer 9, and there is no problem that causes a decrease in measurement accuracy unlike the conventional surfactant layer. Moreover, since the egg yolk lecithin used for the conventional surfactant layer can be discarded, it is advantageous in that the biosensor can be manufactured at a low cost.

図１に本発明に係るバイオセンサの実施形態を示す。図１（ａ）・（ｂ）に示すように、バイオセンサは左右横長の上下一対の基板１ａ・１ｂを２個のスペーサ２・２を介して貼り合わせてなるものであり、その左右方向の中央部に、基板１ａ・１ｂ及びスペーサ２・２により上下及び左右方向が仕切られた微少空間、すなわちキャビティＳを備える。キャビティＳの内部には、バイオセンサの検出部となる電極系３が配置されている。キャビティＳの前後方向は開口しており、この開口から被測定物である血液等の生体液が、毛細管現象により定量的にキャビティＳ内に供給される。基板１ａ・１ｂ及びスペーサ２・２は、ポリエチレンテレフタレートなどの絶縁物を素材とする。基板１ａ・１ｂ及びスペーサ２・２の厚み寸法は、１０〜５００μｍ、好ましくは２０〜４００μｍ、より好ましくは５０〜３００μｍの範囲である。 FIG. 1 shows an embodiment of a biosensor according to the present invention. As shown in FIGS. 1 (a) and 1 (b), a biosensor is formed by laminating a pair of upper and lower substrates 1a and 1b via two spacers 2 and 2 in the horizontal direction. In the center portion, a minute space, that is, a cavity S partitioned in the vertical and horizontal directions by the substrates 1a and 1b and the spacers 2 and 2 is provided. Inside the cavity S, an electrode system 3 serving as a detection unit of the biosensor is disposed. The cavity S has an opening in the front-rear direction, and a biological fluid such as blood to be measured is quantitatively supplied into the cavity S from the opening by capillary action. The substrates 1a and 1b and the spacers 2 and 2 are made of an insulator such as polyethylene terephthalate. The thickness dimensions of the substrates 1a and 1b and the spacers 2 and 2 are in the range of 10 to 500 μm, preferably 20 to 400 μm, and more preferably 50 to 300 μm.

被測定物である生体液としては、血液の他に、唾液、尿、汗などを挙げることができる。食品や飲料水などであってもよい。対象物質としては、グルコース、乳酸、コレステロール、尿酸、アスコルビン酸、ビリルビンなどを挙げることができる。 Examples of biological fluids to be measured include saliva, urine, sweat and the like in addition to blood. It may be food or drinking water. Examples of the target substance include glucose, lactic acid, cholesterol, uric acid, ascorbic acid, bilirubin and the like.

電極系３は、下側の基板１ａの対向内面に設けられた作用極５と、上側の基板１ｂの対向内面に設けられた対極６とからなる。作用極５や対極６の形成素材としては、カーボン、銀、金、白金などを挙げることができ、特に作用極５の形成素材としてはカーボンが好ましい。作用極５や対極６の形成方法としては、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法などを挙げることができ、その形成方法は問わない。符合７は電極リードを示し、これは作用極５や対極６の作製に先立って基板１ａ・１ｂ上に形成される。 The electrode system 3 includes a working electrode 5 provided on the opposing inner surface of the lower substrate 1a and a counter electrode 6 provided on the opposing inner surface of the upper substrate 1b. Examples of the material for forming the working electrode 5 and the counter electrode 6 include carbon, silver, gold, and platinum. Particularly, the material for forming the working electrode 5 is preferably carbon. Examples of the method for forming the working electrode 5 and the counter electrode 6 include a screen printing method and a sputtering deposition method, and the forming method is not limited. Reference numeral 7 denotes an electrode lead, which is formed on the substrates 1a and 1b prior to the production of the working electrode 5 and the counter electrode 6.

作用極５の上部には、その全面にわたって酵素を含む反応層９が形成されている。反応層９に添加される酵素は検出対象によって異なる。例えば、グルコース検出の場合はグルコースを分解できるグルコースオキシダーゼを用いる。他の代表的な酵素としては、ラクテートオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、コレステロールエステラーゼ、ウリカーゼ、アスコルビン酸オキシダーゼ、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を挙げることができる。 A reaction layer 9 containing an enzyme is formed over the entire surface of the working electrode 5. The enzyme added to the reaction layer 9 varies depending on the detection target. For example, in the case of glucose detection, glucose oxidase capable of degrading glucose is used. Other representative enzymes include lactate oxidase, cholesterol oxidase, cholesterol esterase, uricase, ascorbate oxidase, bilirubin oxidase, glucose dehydrogenase, lactate dehydrogenase and the like.

反応層９には通常、電子受容体が含有される。かかる電子受容体としては、フェリシアン化イオン、ｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体等が挙げられる。尤も、試料液中の溶存酵素を電子受容体とした場合でもある程度のセンサ応答が得られる。 The reaction layer 9 usually contains an electron acceptor. Examples of such electron acceptors include ferricyanide ions, p-benzoquinone and derivatives thereof, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene and derivatives thereof. However, a certain level of sensor response can be obtained even when the dissolved enzyme in the sample solution is an electron acceptor.

そのうえで本実施形態に係るバイオセンサにおいては、反応層９のバインダーとして、両親媒性で水溶性に優れる多糖類ポリマー用いる点が着目される。この多糖類ポリマーは、疎水性部Ｒ１と親水性部Ｒ２を有し、Ｒ１・多糖体・Ｒ２で表される構造を持つ。 In addition, in the biosensor according to the present embodiment, attention is paid to the use of a polysaccharide polymer that is amphiphilic and excellent in water solubility as the binder of the reaction layer 9. This polysaccharide polymer has a hydrophobic part R1 and a hydrophilic part R2, and has a structure represented by R1, polysaccharide, and R2.

かかるポリマーを構成する多糖体の具体例としては、セルロース、グアーガム、スターチ、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルグアーガム、ヒドロキシエチルスターチ、メチルセルロース、メチルグアーガム、メチルスターチ、エチルセルロース、エチルグアーガム、エチルスターチ、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルグアーガム、ヒドロキシプロピルスターチ、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルグアーガム、ヒドロキシエチルメチルスターチ、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メチルグアーガム、及びヒドロキシプロピルメチルスターチからなる群より選ばれるものが好ましい。また、これら多糖体のメチル基、エチル基、ヒドロキシルエチル基、ヒドロキシプロピル基等の置換基は、単一の置換基で置換されたものであってもよいし、複数の置換基で置換されたものでもよく、その構成単糖残基あたりの置換度は0.１〜１０が好ましく、0.５〜５がより好ましい。また、これら多糖類の重量平均分子量は、好ましくは１万〜１０００万、より好ましくは１０万〜５００万の範囲である。 Specific examples of polysaccharides constituting such a polymer include cellulose, guar gum, starch, hydroxyethyl cellulose, hydroxyethyl guar gum, hydroxyethyl starch, methyl cellulose, methyl guar gum, methyl starch, ethyl cellulose, ethyl guar gum, ethyl starch, hydroxypropyl cellulose, Preferred are those selected from the group consisting of hydroxypropyl guar gum, hydroxypropyl starch, hydroxyethyl methylcellulose, hydroxyethyl methyl guar gum, hydroxyethyl methyl starch, hydroxypropyl methyl cellulose, hydroxypropyl methyl guar gum, and hydroxypropyl methyl starch. In addition, substituents such as methyl group, ethyl group, hydroxylethyl group, and hydroxypropyl group of these polysaccharides may be substituted with a single substituent, or substituted with a plurality of substituents. The substitution degree per constituent monosaccharide residue is preferably 0.1 to 10, and more preferably 0.5 to 5. Moreover, the weight average molecular weight of these polysaccharides becomes like this. Preferably it is 10,000-10 million, More preferably, it is the range of 100,000-5 million.

多糖類ポリマーを構成する疎水性部Ｒ１のアルキル基は、Ｃ１０〜Ｃ４０のアルキルグリシジルエーテル又はＣ１０〜Ｃ４０のアルケニルグリシジルエーテルのアルキル基及びアルケニル基で、直鎖及び分岐のいずれでもよい。分岐の場合の分岐位置、アルケニル基中の不飽和結合の数及び位置は特に限定されない。また、当該Ｃ１０〜Ｃ４０のアルキル又はアルケニル基は、ヒドロキシ基が置換していてもよく、オキシカルボニル基又はエーテル結合が挿入されていてもよい。アルキル基の具体例としては、直鎖アルキル基として、ｎ−デシル基、ｎ−ウンデシル基、ｎ−ドデシル基、ｎ−トリデシル基、ｎ−テトラデシル基、ｎ−ペンタデシル基、ｎ−ヘキサデシル基、ｎ−ヘプタデシル基、ｎ−オクタデシル基、ｎ−ノナデシル基、ｎ−イコシル基、ｎ−ヘンイコシル基、ｎ−ドコシル基、ｎ−トリコシル基、ｎ−テトラコシル基、ｎ−ペンタコシル基、ｎ−ヘキサコシル基、ｎ−ヘプタコシル基、ｎ−オクタコシル基、ｎ−ノナコシル基、ｎ−トリアコンチル基、ｎ−ヘントリアコンチル基、ｎ−ドトリアコンチル基、ｎ−トリトリアコンチル基、ｎ−テトラトリアコンチル基、ｎ−ペンタトリアコンチル基、ｎ−ヘキサトリアコンチル基、ｎ−ヘプタトリアコンチル基、ｎ−オクタトリアコンチル基、ｎ−ノナトリアコンチル基、及びｎ−テトラコンチル基を挙げることができる。分岐アルキル基としては、メチルウンデシル基、メチルヘプタデシル機、エチルヘキサデシル基、メチルオクタデシル基、プロピルペンタデシル基、２−ヘキシルデシル基、２−オクチルドデシル基、２−ヘプチルウンデシル基、２−デシルテトラデシル基、２−ドデシルヘキサデシル基、２−テトラデシルオクタデシル基、２−テトラデシルベヘニル基等を挙げることができる。アルケニル基の具体例としては、デセニル基、ウンデセニル基、ドデセニル基、トリデセニル基、テトラデセニル基、ペンタデセニル基、ヘキサデセニル基、ヘプタデセニル基、オクタデセニル基、ノナデセニル基、イコセニル基、ヘンイコセニル基、ドコセニル基、トリコセニル基、テトラコセニル基、ペンタコセニル基、ヘキサコセニル基、ヘプタコセニル基、オクタコセニル基、ノナコセニル基、トリアコンテニル基、オレイル基、リノレイル基、リノレニル基等を挙げることができる。これらのうち、炭素数１２〜２４、特に１６〜２０のアルキル基及びアルケニル基が好ましく、また、安定性の点から、アルキル基、特に直鎖アルキル基が好ましい。また、多糖体にこれれらのアルキル基は、単独で又は２種以上を導入して使用することができる。多糖類又はその誘導体への疎水性置換基の所望する導入量は必要に応じて適宜調整することができるが、通常、多糖類又はその誘導体の構成単糖残基当たり、0.０００１〜５当量、特に0.０００３〜１当量の範囲が好ましい。多すぎると、多糖化合物の水溶性が低下し、少なすぎると、従来の多糖体と同様の性質を持つことになる。 The alkyl group of the hydrophobic part R1 constituting the polysaccharide polymer is an alkyl group or an alkenyl group of a C10 to C40 alkyl glycidyl ether or a C10 to C40 alkenyl glycidyl ether, which may be linear or branched. The branch position in the case of branching and the number and position of unsaturated bonds in the alkenyl group are not particularly limited. Moreover, the C10-C40 alkyl or alkenyl group may be substituted with a hydroxy group, or an oxycarbonyl group or an ether bond may be inserted. Specific examples of the alkyl group include a linear alkyl group such as n-decyl group, n-undecyl group, n-dodecyl group, n-tridecyl group, n-tetradecyl group, n-pentadecyl group, n-hexadecyl group, n -Heptadecyl group, n-octadecyl group, n-nonadecyl group, n-icosyl group, n-henicosyl group, n-docosyl group, n-tricosyl group, n-tetracosyl group, n-pentacosyl group, n-hexacosyl group, n -Heptacosyl group, n-octacosyl group, n-nonacosyl group, n-triacontyl group, n-hentriacontyl group, n-dotriacontyl group, n-tritriacontyl group, n-tetratriacontyl group, n-pentatria Contyl group, n-hexatriacontyl group, n-heptatriacontyl group, n-octatriacontyl group, n-no It can be exemplified triacontyl, and n- tetracontyl group. Examples of branched alkyl groups include methylundecyl group, methylheptadecyl machine, ethylhexadecyl group, methyloctadecyl group, propylpentadecyl group, 2-hexyldecyl group, 2-octyldodecyl group, 2-heptylundecyl group, 2 -A decyl tetradecyl group, 2-dodecyl hexadecyl group, 2-tetradecyl octadecyl group, 2-tetradecyl behenyl group etc. can be mentioned. Specific examples of the alkenyl group include a decenyl group, an undecenyl group, a dodecenyl group, a tridecenyl group, a tetradecenyl group, a pentadecenyl group, a hexadecenyl group, a heptadecenyl group, an octadecenyl group, a nonadecenyl group, an icosenyl group, a heicocosenyl group, a dococenyl group, a tricosenyl group, A tetracocenyl group, a pentacocenyl group, a hexacocenyl group, a heptacocenyl group, an octacocenyl group, a nonacocenyl group, a triacontenyl group, an oleyl group, a linoleyl group, a linolenyl group, and the like can be given. Among these, an alkyl group and an alkenyl group having 12 to 24 carbon atoms, particularly 16 to 20 carbon atoms are preferable, and an alkyl group, particularly a linear alkyl group is preferable from the viewpoint of stability. These alkyl groups can be used alone or in combination of two or more in the polysaccharide. The desired amount of the hydrophobic substituent introduced into the polysaccharide or derivative thereof can be appropriately adjusted as necessary, but is usually 0.0001 to 5 equivalents per constituent monosaccharide residue of the polysaccharide or derivative thereof. In particular, a range of 0.0003 to 1 equivalent is preferable. If the amount is too large, the water solubility of the polysaccharide compound will be reduced, and if it is too small, it will have the same properties as conventional polysaccharides.

上述の長鎖アルキルグリセリルエーテル基及び／又は長鎖アルケニルグリセリルエーテル基を置換基として含む多糖誘導体は、多糖又はその誘導体を疎水化（長鎖アルキルグリセリルエーテル化及び／又は長鎖アルケニルグリセリルエーテル化）反応させることにより製造することができる。 The above-mentioned polysaccharide derivative containing a long-chain alkyl glyceryl ether group and / or a long-chain alkenyl glyceryl ether group as a substituent is hydrophobized to a polysaccharide or a derivative thereof (long-chain alkyl glyceryl etherification and / or long-chain alkenyl glyceryl etherification). It can be produced by reacting.

多糖類ポリマーを構成する親水性部Ｒ２は、ヒドロキシル基（−ＯＨ）、カルボキシル基（−ＣＯＯ）、スルホン基（−ＳＯ₃ ）、リン酸基（−ＰＯ₄ ）等の官能基とその塩を単独又は２種以上有するものとする。すなわち、多糖類のヒドロキシル基の一部が炭素数１〜５のカルボキシル基、スルホアルキル基等又はその塩で置換される。代表的な化合物は、カルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）である。 The hydrophilic part R2 constituting the polysaccharide polymer comprises functional groups such as hydroxyl group (—OH), carboxyl group (—COO), sulfone group (—SO ₃ ), phosphate group (—PO ₄ ) and salts thereof. It shall have one or two or more. That is, a part of the hydroxyl group of the polysaccharide is substituted with a carboxyl group having 1 to 5 carbon atoms, a sulfoalkyl group or the like or a salt thereof. A representative compound is carboxymethylcellulose (CMC).

これらの親水基を導入する親水化方法は特に限定されない。一例として、多糖体のスルホン化反応を説明する。多糖類又は疎水化多糖類のスルホン化反応は、多糖類又は疎水化多糖類を適当な溶媒に溶解又は分散させて、スルホン化剤と反応させることにより行われる。スルホン化剤である炭素数１〜５のエポキシドを有するスルホン酸としては、１，２−エポキシエタンスルホン酸、２，３−エポキシプロパンスルホン酸、３，４−エポキシブタンスルホン酸、２，３−エポキシ−１−メチルプロパンスルホン酸、４，５−エポキシペンタンスルホン酸、３，４−エポキシ−１−メチルブタンスルホン酸、３，４−エポキシ−２−メチルブタンスルホン酸、２，３−エポキシ−１，１−ジメチルメチルプロパンスルホン酸等が挙げられる。また、これらの塩としては、ナトリウム塩、カリウム塩等のアルカリ金属塩、カルシウム塩、マグネシウム塩等のアルカリ土類金属塩、アンモニウム塩などが挙げられる。これらスルホン化剤は、単独で又は２種以上を組み合わせて使用することができる。 The hydrophilization method for introducing these hydrophilic groups is not particularly limited. As an example, a sulfonation reaction of a polysaccharide will be described. The sulfonation reaction of the polysaccharide or hydrophobized polysaccharide is carried out by dissolving or dispersing the polysaccharide or hydrophobized polysaccharide in an appropriate solvent and reacting with a sulfonating agent. Examples of the sulfonic acid having an epoxide having 1 to 5 carbon atoms as a sulfonating agent include 1,2-epoxyethanesulfonic acid, 2,3-epoxypropanesulfonic acid, 3,4-epoxybutanesulfonic acid, 2,3- Epoxy-1-methylpropanesulfonic acid, 4,5-epoxypentanesulfonic acid, 3,4-epoxy-1-methylbutanesulfonic acid, 3,4-epoxy-2-methylbutanesulfonic acid, 2,3-epoxy- Examples include 1,1-dimethylmethylpropanesulfonic acid. Examples of these salts include alkali metal salts such as sodium salts and potassium salts, alkaline earth metal salts such as calcium salts and magnesium salts, and ammonium salts. These sulfonating agents can be used alone or in combination of two or more.

スルホン化剤の使用量は、多糖類へのスルホン酸基の導入量によって適宜調整できるが、通常、多糖類又は疎水化多糖類の構成単糖残基あたり、0.０１〜５当量が好ましく、より好ましくは0.０５〜３当量である。 The amount of the sulfonating agent can be adjusted as appropriate depending on the amount of sulfonic acid groups introduced into the polysaccharide, but is usually preferably 0.01 to 5 equivalents per constituent monosaccharide residue of the polysaccharide or hydrophobized polysaccharide. More preferably, it is 0.05 to 3 equivalents.

反応層９には、必須ではないが、界面活性剤を添加することができる。かかる界面活性剤としては、非イオン系、アニオン系、カチオン系、及び両性系の界面活性剤を挙げることができる。非イオン系界面活性剤としては、例えば高級脂肪酸アミド、アセチレングリコール類、アセチレングリコールのエチレンオキサイド付加物等を挙げることができる。アニオン系界面活性剤としては、例えばリン酸エステル系、スルホサクシネート系等を挙げることができる。カチオン系界面活性剤としては、例えば第４級アンモニウム系のアルキルトリメチルアンモニウム塩、アシロイルアミドプロピルトリメチルアンモニウムメトサルフェ−ト、アルキルベンジルメチルアンモニウム塩、アシル塩化コリン等を挙げることができる。界面活性剤の添加量は、通常0.１〜２０％であり、好ましく0.５〜１０％、より好ましくは２〜５％である。 Although not essential, a surfactant can be added to the reaction layer 9. Examples of such surfactants include nonionic, anionic, cationic, and amphoteric surfactants. Examples of nonionic surfactants include higher fatty acid amides, acetylene glycols, ethylene oxide adducts of acetylene glycol, and the like. Examples of the anionic surfactant include phosphate ester and sulfosuccinate. Examples of the cationic surfactant include quaternary ammonium alkyltrimethylammonium salt, acyloylamidopropyltrimethylammonium methosulfate, alkylbenzylmethylammonium salt, acylcholine chloride and the like. The addition amount of the surfactant is usually 0.1 to 20%, preferably 0.5 to 10%, more preferably 2 to 5%.

以上のような構成からなるバイオセンサにおいては、試料液である生体液をキャビティＳの前後の開口に接触させると、生体液は毛細管現象によりキャビティＳ内に定量的に供給される。供給された生体液は反応層９に接触し、生体液中に含まれる特定成分が酵素により酸化され、この酸化反応に伴い電子受容体が還元される。一定時間後、電極系３に電圧を印加して、還元された電子受容体を酸化し、このとき得られた酸化電流値または電気量から生体液中の特定成分の濃度を定量することができる。 In the biosensor having the above-described configuration, when the biological fluid that is the sample solution is brought into contact with the openings before and after the cavity S, the biological fluid is quantitatively supplied into the cavity S by capillary action. The supplied biological fluid comes into contact with the reaction layer 9 and a specific component contained in the biological fluid is oxidized by an enzyme, and the electron acceptor is reduced along with this oxidation reaction. After a certain time, a voltage is applied to the electrode system 3 to oxidize the reduced electron acceptor, and the concentration of the specific component in the biological fluid can be quantified from the obtained oxidation current value or electric quantity. .

そのうえで、本実施形態に係るバイオセンサでは、反応層９に両親媒性を示す多糖類ポリマーを含有させたので、該多糖類ポリマーの親水性基が発揮する濡れ特性により、供給された生体液を迅速且つ正確に反応層９に到達・展開させることができる。従って、反応層９による酵素反応と電極反応とが円滑に進み、分析処理の迅速化と分析効率の向上を図ることができる。また、かかる多糖類ポリマーは、水溶性を有するものであるので、生体液により反応層は直ちに溶解し、この点においても酵素反応と電極反応とが円滑に進めることができる。この多糖類ポリマーの疎水性基であるアルキル基は、蛋白質等に対する安定化効果を有する。このため、生体液中に存する不純物である蛋白質が反応層９中の酵素と反応することにより、センサ感度が低下することをよく抑制できる。従って、蛋白質濃度に左右されることなく、高い測定精度で生体液中の特定成分の分析・定量を行うことができる。 In addition, in the biosensor according to this embodiment, since the reaction layer 9 contains a polysaccharide polymer exhibiting amphiphilic properties, the supplied biological fluid is obtained by the wetting property exhibited by the hydrophilic group of the polysaccharide polymer. The reaction layer 9 can be reached and developed quickly and accurately. Therefore, the enzyme reaction and the electrode reaction by the reaction layer 9 proceed smoothly, and the analysis process can be speeded up and the analysis efficiency can be improved. In addition, since the polysaccharide polymer has water solubility, the reaction layer is immediately dissolved by the biological fluid, and also in this respect, the enzyme reaction and the electrode reaction can proceed smoothly. The alkyl group which is the hydrophobic group of this polysaccharide polymer has a stabilizing effect on proteins and the like. For this reason, it can suppress well that sensor sensitivity falls because the protein which is an impurity which exists in a biological fluid reacts with the enzyme in the reaction layer 9. FIG. Therefore, it is possible to analyze and quantify a specific component in a biological fluid with high measurement accuracy without being influenced by the protein concentration.

先に述べたように、多糖類ポリマーは、反応層９の溶解性や反応性を阻害せず、従来の界面活性剤層のように測定精度の低下を招く不具合がない。また、従来の界面活性剤層に使用されていた高価な卵黄レシチンを廃することができるので、バイオセンサを安価に製造できる点でも有利である。 As described above, the polysaccharide polymer does not hinder the solubility and reactivity of the reaction layer 9, and there is no problem that causes a decrease in measurement accuracy unlike the conventional surfactant layer. Moreover, since the expensive egg yolk lecithin used for the conventional surfactant layer can be abolished, it is advantageous in that the biosensor can be manufactured at low cost.

毛細管現象を利用により、生体液がキャビティＳ内に導入されるようにしてあると、生体液にセンサの縁側の開口に接触させるだけの簡易な操作だけで、生体液の供給作業が済む。従って、生体液の定量作業が不要となり、効率良く分析処理を進めることができる。さらに、測定中の試料液の蒸発を最小限に抑えることができ、測定精度良く、特定成分の分析・定量を行うことができる。 If the biological fluid is introduced into the cavity S by utilizing capillary action, the biological fluid supply operation can be completed by a simple operation of bringing the biological fluid into contact with the opening on the edge of the sensor. Therefore, the quantitative work of the biological fluid is not necessary, and the analysis process can be performed efficiently. Furthermore, evaporation of the sample liquid during measurement can be minimized, and the specific component can be analyzed and quantified with high measurement accuracy.

反応層９の上部には、カルシウムとリン酸イオン等を主成分とする水酸アパタイト［組成式Ｃａ₁₀（ＰＯ₄ ）₆ （ＯＨ）₂ ］を含む層を設けることができる。水酸アパタイトは蛋白質に対する特異的な吸着特性を備える。従って、アパタイトを含む層１０を反応層９上に設けてあると、生体液中に存する不純物である蛋白質をアパタイト層１０で濾過・除去できるので、蛋白質が電極系３に付着することに起因するセンサ感度の低下を効果的に防いで、蛋白質濃度に左右されることなく、高い測定精度で生体液中の特定成分の分析・定量を行うことができる。 On the upper part of the reaction layer 9, a layer containing hydroxyapatite [compositional formula Ca ₁₀ (PO ₄ ) ₆ (OH) ₂ ] containing calcium and phosphate ions as main components can be provided. Hydroxyapatite has specific adsorption properties for proteins. Therefore, if the layer 10 containing apatite is provided on the reaction layer 9, the protein that is an impurity present in the biological fluid can be filtered and removed by the apatite layer 10, which results from the protein adhering to the electrode system 3. The sensor sensitivity can be effectively prevented from decreasing, and a specific component in a biological fluid can be analyzed and quantified with high measurement accuracy without being affected by the protein concentration.

次に実施例を挙げて本発明をより詳細に説明する。但し、本発明はこれら実施例に限られるものではない。特に実施例ではグルコースセンサを例とするが、他の種類のバイオセンサにも適用できる。なお、以下の実施例において、溶液又は分散液の濃度を示す％や組成は、特にその単位を付記しないかぎり重量％を示している。また、「置換基」とは、構成単糖基当たりの置換基の平均数を示す。 EXAMPLES Next, an Example is given and this invention is demonstrated in detail. However, the present invention is not limited to these examples. In particular, in the embodiment, a glucose sensor is taken as an example, but the present invention can also be applied to other types of biosensors. In the following examples,% and composition indicating the concentration of the solution or dispersion indicate wt% unless otherwise indicated. “Substituent” refers to the average number of substituents per constituent monosaccharide group.

（実施例１）
図１に示すごとく、厚み0.４mm、幅６mmのポリエチレンテレフタレートからなる電気絶縁性の基板１ａ上に、スクリーン印刷により樹脂バインダーを含む導電性カーボンペーストを印刷して４０μｍの作用極５を作製した。基板１ａ上には予め電極リード７を形成してあり、作用極５は当該リード７と繋がるように設けた。次に、作用極５上に両親媒性の多糖類ポリマーと酵素のグルコースオキシダーゼとフェノシアン化カリウムを含む反応層９を積層した。ここで用いた多糖類ポリマーは、ヒドロキシエチルセルロースとステアリルグリシジルエーテルと２ｐ３−エポキシプロパンスルホン酸ナトリウム水溶液の反応から得られるヒドロキシエチルセルロース誘導体であり、その３−ステアリルオキシ−２−ヒドロキシプロピル基の置換度は0.００３１、３−スルホ−２−ヒドロキシプロピル基の置換度は0.１１４であった。 (Example 1)
As shown in FIG. 1, a conductive carbon paste containing a resin binder was printed by screen printing on an electrically insulating substrate 1a made of polyethylene terephthalate having a thickness of 0.4 mm and a width of 6 mm to produce a working electrode 5 of 40 μm. . An electrode lead 7 is formed in advance on the substrate 1 a, and the working electrode 5 is provided so as to be connected to the lead 7. Next, a reaction layer 9 containing an amphiphilic polysaccharide polymer, an enzyme glucose oxidase, and potassium phenocyanide was laminated on the working electrode 5. The polysaccharide polymer used here is a hydroxyethyl cellulose derivative obtained by the reaction of hydroxyethyl cellulose, stearyl glycidyl ether, and a 2p3-epoxypropane sodium sulfonate aqueous solution, and the degree of substitution of the 3-stearyloxy-2-hydroxypropyl group is The degree of substitution of 0.0031 and 3-sulfo-2-hydroxypropyl groups was 0.114.

同様に、電極リード７を有する絶縁性の基板１ｂ上に、樹脂バインダーを含む導電性カーボンベースをスクリーン印刷して、対極６を形成した。このように作製した作用極５を有する基板１ａと対極６を有する基板１ｂとを、両極５・６が近接対向するような姿勢で、両面に接着剤面を有する２つのスペーサ２・２を介して貼り合わせて、実施例１に係るバイオセンサを作製した。 Similarly, a conductive carbon base containing a resin binder was screen-printed on the insulating substrate 1 b having the electrode leads 7 to form the counter electrode 6. The substrate 1a having the working electrode 5 and the substrate 1b having the counter electrode 6 manufactured as described above are arranged in such a manner that the two electrodes 5 and 6 are close to each other and are disposed through two spacers 2 and 2 each having an adhesive surface. The biosensor according to Example 1 was manufactured.

基板１ａ・１ｂとスペーサ２・２との貼り合わによって生じるキャビティＳの毛細管現象によって、試料液である生体液は、それをセンサの縁側の開口に接触させるだけの簡易な操作だけで、キャビティＳ内に供給される。本実施例に係るセンサのキャビティＳの寸法は、６mm×３mm×２００μｍで、体積に換算すると3.６μｌである。 By virtue of the capillary phenomenon of the cavity S generated by bonding the substrates 1a and 1b and the spacers 2 and 2, the biological fluid as the sample liquid can be formed in the cavity S by a simple operation only by bringing it into contact with the opening on the edge side of the sensor. Supplied in. The dimension of the cavity S of the sensor according to the present example is 6 mm × 3 mm × 200 μm, which is 3.6 μl in terms of volume.

ここで反応層９の作製について詳しく説明すると、まず、作用極５上に、前記の両親媒性の多糖類ポリマーの0.２５wt％水溶液を添加し、５０℃で１０分間乾燥させて、該ポリマーからなる層を形成する。次に、かかるポリマーからなる層上に、酵素、電子受容体、及び両親媒性の多糖類ポリマーとを含有するリン酸緩衝液（ｐＨ7.０、0.１ＭのＫＣｌ添加）に溶解させた混合溶液５μｌを展開し、乾燥器中において３０℃で１０分間乾燥させた後、続けてこの温度で１０分間真空乾燥して反応層９を形成した。 Here, the production of the reaction layer 9 will be described in detail. First, a 0.25 wt% aqueous solution of the above-mentioned amphiphilic polysaccharide polymer is added onto the working electrode 5 and dried at 50 ° C. for 10 minutes. A layer consisting of is formed. Next, a mixture dissolved in a phosphate buffer solution (pH 7.0, 0.1 M KCl added) containing an enzyme, an electron acceptor, and an amphiphilic polysaccharide polymer on the polymer layer. 5 μl of the solution was developed, dried in a dryer at 30 ° C. for 10 minutes, and then vacuum dried at this temperature for 10 minutes to form a reaction layer 9.

（比較例）
先の実施例において、多糖類ポリマーに代えてカルボキシメチルセルロース（ＣＭＣ）を用いたこと、及び反応層９上に界面活性剤層である卵黄レシチン層（約３μｍ）を設けたこと以外は実施例と同様にして、比較例に係るバイオセンサを作製した。 (Comparative example)
In the previous example, except that carboxymethyl cellulose (CMC) was used instead of the polysaccharide polymer, and an egg yolk lecithin layer (about 3 μm) as a surfactant layer was provided on the reaction layer 9, Similarly, a biosensor according to a comparative example was produced.

濃度の異なる６種のグルコース水溶液を用意して試料液とした。これらグルコース試料液を、実施例及び比較例に係るセンサにそれぞれ充填させてから、約１分間反応層９に含まれる試薬とグルコースとを反応させた。次に、対極６を基準にして作用極５に＋0.５Ｖの電圧を印加して、フェロシアン化カリウムを酸化した。そして、５秒後に対極６と作用極５との間を流れる電流値を測定し、横軸にグルコース濃度、縦軸に電流値をプロットして、センサの応答特性を測定した。その結果を図２に示す。図２より、試料液の濃度と電流値との間には、一定の相関性、すなわち優れた一次関数的関係があることがわかる。従って実施例、比較例のセンサは、ともに血糖センサとしての基本性能を備えていることがわかる。加えて、実施例の電流値（傾き度合い）の方が比較例のそれよりも大きいことより、実施例に係るセンサの方が応答性に優れるものであることがわかる。従って、実施例に係るセンサの方が、測定精度良く、分析・定量が可能である。 Six types of glucose aqueous solutions having different concentrations were prepared and used as sample solutions. After the glucose sample solutions were filled in the sensors according to Examples and Comparative Examples, the reagent contained in the reaction layer 9 and glucose were reacted for about 1 minute. Next, a voltage of +0.5 V was applied to the working electrode 5 with reference to the counter electrode 6 to oxidize potassium ferrocyanide. Then, the current value flowing between the counter electrode 6 and the working electrode 5 was measured after 5 seconds, the glucose concentration was plotted on the horizontal axis, and the current value was plotted on the vertical axis, and the response characteristics of the sensor were measured. The result is shown in FIG. FIG. 2 shows that there is a certain correlation, that is, an excellent linear function relationship between the concentration of the sample solution and the current value. Therefore, it can be seen that the sensors of the examples and comparative examples both have basic performance as a blood glucose sensor. In addition, it can be seen that the sensor according to the example is more responsive than the current value (inclination degree) of the example is larger than that of the comparative example. Therefore, the sensor according to the example can be analyzed and quantified with high measurement accuracy.

（実施例２）
実施例１の反応層９中のグルコースオキシダーゼに代えて、コレステロールオキシダーゼを触媒と用いたこと以外は、実施例１と同様にして、実施例２に係るコレステロールセンサを作製した。多糖類ポリマーは、ヒドロキシエチルセルロースとセルチグリシジルエーテルと、１，２−エポキシエタンスルホン酸ナトリウム水溶液の反応から得られたヒドロキシエチルセルロール誘導体で、その疎水性置換基の置換度は0.００３４、親水性置換基の置換度は0.１１２であった。また、検出用のコレステロール試料溶液として、種々の濃度のコレステールを含有するリポソーム水溶液を用いた。このリポソーム水溶液は、Ｐｒｅｓｏｍｅ（日本精化株式会社製、組成：水素化リン脂質：コレステロール＝４：１wt）から超音波処理によって作製した。また、試薬と試料液中のコレステロールとの反応速度を３０分とした以外は、実施例１と同様にして測定を行った。その結果を図３に示す。 (Example 2)
A cholesterol sensor according to Example 2 was produced in the same manner as in Example 1 except that cholesterol oxidase was used as a catalyst instead of glucose oxidase in the reaction layer 9 of Example 1. The polysaccharide polymer is a hydroxyethyl cellulose derivative obtained from the reaction of hydroxyethyl cellulose, certiglycidyl ether, and aqueous sodium 1,2-epoxyethanesulfonate, and the degree of substitution of the hydrophobic substituent is 0.0033. The degree of substitution of the hydrophilic substituent was 0.112. In addition, an aqueous liposome solution containing various concentrations of cholesterol was used as a cholesterol sample solution for detection. This aqueous liposome solution was prepared from Presome (manufactured by Nippon Seika Co., Ltd., composition: hydrogenated phospholipid: cholesterol = 4: 1 wt) by sonication. The measurement was performed in the same manner as in Example 1 except that the reaction rate between the reagent and cholesterol in the sample solution was 30 minutes. The result is shown in FIG.

図３から明らかなように、コレステロール濃度と電流値との間には、一定の相関性があり、優れた直線性を示すことがわかる。すなわち、本実施例２に係るバイオセンサが、コレステロールセンサとしても有用であることが確認できた。 As can be seen from FIG. 3, there is a certain correlation between the cholesterol concentration and the current value, indicating excellent linearity. That is, it was confirmed that the biosensor according to Example 2 is also useful as a cholesterol sensor.

（ａ）は、本発明に係るバイオセンサの縦断側面図。（ｂ）は（ａ）のＡ−Ａ線断面図。(A) is a vertical side view of the biosensor according to the present invention. (B) is the sectional view on the AA line of (a). 実施例１と比較例に係るグルコースセンサの応答特性図。The response characteristic figure of the glucose sensor which concerns on Example 1 and a comparative example. 実施例２に係るコレステロールセンサの応答特性図。The response characteristic figure of the cholesterol sensor which concerns on Example 2. FIG.

符号の説明Explanation of symbols

１基板
２スペーサ
３電極系
５作用極
６対極
７電極リード
９反応層
Ｓキャビティ 1 Substrate 2 Spacer 3 Electrode System 5 Working Electrode 6 Counter Electrode 7 Electrode Lead 9 Reaction Layer S Cavity

Claims

絶縁性の基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用極と対極とを含む電極系と、前記作用極上に形成された酵素を含む反応層とを具備し、前記電極系から得られる電流値に基づいて、生体液中に含まれる特定成分を分析・定量するバイオセンサであって、
前記反応層が、両親媒性を有し且つ水溶性に優れる多糖類ポリマーをバインダーとするものであることを特徴とするバイオセンサ。 A current value obtained from the electrode system, comprising an insulating substrate, an electrode system including at least a working electrode and a counter electrode provided on the substrate, and a reaction layer containing an enzyme formed on the working electrode. A biosensor that analyzes and quantifies a specific component contained in a biological fluid based on
The biosensor according to claim 1, wherein the reaction layer comprises a polysaccharide polymer having amphiphilic properties and excellent water solubility.

前記多糖類ポリマーが、疎水性部Ｒ１と親水性部Ｒ２を有し、且つ下式１で表される構造を持つものである請求項１記載のバイオセンサ。
（式１）
Ｒ１・多糖体・Ｒ２ The biosensor according to claim 1, wherein the polysaccharide polymer has a hydrophobic part R1 and a hydrophilic part R2, and has a structure represented by the following formula 1.
(Formula 1)
R1, polysaccharide, R2

前記多糖体が、セルロース、グアーガム、スターチ、ヒドロキシエチルセルロース、ヒドロキシエチルグアーガム、ヒドロキシエチルスターチ、メチルセルロース、メチルグアーガム、メチルスターチ、エチルセルロース、エチルグアーガム、エチルスターチ、ヒドロキシプロピルセルロース、ヒドロキシプロピルグアーガム、ヒドロキシプロピルスターチ、ヒドロキシエチルメチルセルロース、ヒドロキシエチルメチルグアーガム、ヒドロキシエチルメチルスターチ、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メチルグアーガム、及びヒドロキシプロピルメチルスターチからなる群より選ばれるものである請求項２記載のバイオセンサ。 The polysaccharide is cellulose, guar gum, starch, hydroxyethyl cellulose, hydroxyethyl guar gum, hydroxyethyl starch, methyl cellulose, methyl guar gum, methyl starch, ethyl cellulose, ethyl guar gum, ethyl starch, hydroxypropyl cellulose, hydroxypropyl guar gum, hydroxypropyl starch, The biosensor according to claim 2, wherein the biosensor is selected from the group consisting of hydroxyethyl methylcellulose, hydroxyethyl methyl guar gum, hydroxyethyl methyl starch, hydroxypropyl methyl cellulose, hydroxypropyl methyl guar gum, and hydroxypropyl methyl starch.

前記疎水性部Ｒ１が、炭素数１０〜４３の直鎖又は分岐鎖のアルキル基又はアルケニル基である請求項２又は３記載のバイオセンサ。 The biosensor according to claim 2 or 3, wherein the hydrophobic portion R1 is a linear or branched alkyl group or alkenyl group having 10 to 43 carbon atoms.

前記親水性部Ｒ２が、ヒドロキシル基（−ＯＨ）、カルボキシル基（−ＣＯＯ）、スルホン基（−ＳＯ₃ ）、リン酸基（−ＰＯ₄ ）の官能基、又はその塩である請求項２又は３又は４記載のバイオセンサ。 Wherein the hydrophilic portion R2 is a hydroxyl (-OH), an carboxyl group (-COO), sulphonic groups (-SO _3), the functional group of a phosphate group (-PO _4), or claim 2 or a salt thereof 3. The biosensor according to 3 or 4.

前記反応層中の酵素が、血糖、中性脂肪、コレステロール、肝機能マーカーのいずれかを分解できる酸化還元酵素を少なくとも一つ含むものである請求項１ないし５のいずれかに記載のバイオセンサ。 The biosensor according to any one of claims 1 to 5, wherein the enzyme in the reaction layer contains at least one oxidoreductase capable of degrading any one of blood glucose, neutral fat, cholesterol, and liver function markers.

前記反応層には、電子受容体が含まれており、該電子受容体が、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体からなる群より選択される少なくとも１種である請求項１ないし６のいずれかに記載のバイオセンサ。 The reaction layer contains an electron acceptor, and the electron acceptor is at least one selected from the group consisting of potassium ferricyanide, p-benzoquinone and derivatives thereof, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene and derivatives thereof. The biosensor according to claim 1, which is a seed.