生物传感器

阅读:801发布:2020-10-29

专利汇可以提供生物传感器专利检索,专利查询,专利分析的服务。并且本 发明 的 生物 传感器 包含一个电绝缘的 基板 ;一个形成在该基板上并含有一个工作 电极 和一个反电极的电极系统;以及一个形成在该基板上或者形成在该基板上方并与该基板之间有一个间隙的反应层。该反应层含有一种 氧 化吡喃糖的酶。,下面是生物传感器专利的具体信息内容。

1、一种生物传感器,它包括:
一个电绝缘的基板
一个形成在该基板上并包括一个工作电极和一个反 电极的电极系统;  以及
一个形成在该基板上或者形成在该基板上方并与该 基板之间有一间隙的反应层,
其中的反应层含有一种化吡喃糖的酶和葡萄糖氧 化酶(EC1.1.3.4)。
2、根据权利要求1的生物传感器,其中的氧化吡 喃糖的酶是吡喃糖氧化酶(EC1.1.3.10)。
3、根据权利要求1的生物传感器,其中的反应层 还含有一种电子受体。
4、根据权利要求3的生物传感器,其中的电子受 体是一种氰酸根离子。
5、根据权利要求1的生物传感器,其中的反应层 还含有一种多糖解酶。
6、根据权利要求5的生物传感器,其中的多糖水 解酶选自由蔗糖水解酶、麦芽糖水解酶、和乳糖水解酶 所组成的组。
7、根据权利要求1的生物传感器,其中氧化吡喃 糖的酶的含量为每平方厘米的反应层中1至200个单 位。
8、根据权利要求1的生物传感器,其中氧化吡喃 糖的酶的含量为每平方厘米的反应层中0.1至200个单 位。
9、根据权利要求4的生物传感器,其中氧化吡喃 糖的酶和氰铁酸根离子的含量分别为每平方厘米的反应 层中1至200个单位和0.21mg至3.30mg。
10、根据权利要求4的生物传感器,其中氧化吡喃 糖的酶、葡萄糖氧化酶和氰铁酸根离子的含量分别为每 平方厘米的反应层中0.1至200个单位、1至200个单 位、和0.21mg至3.30mg。
11、根据权利要求1的生物传感器,其中的生物传 感器用来测量血葡萄糖水平。
12、根据权利要求1的生物传感器,其中的生物传 感器是一种葡萄糖传感器。

说明书全文

发明涉及一种生物传感器,它能够精确、快速和 容易地定量测定含在例如全血液、血浆、血清、尿液、 果汁之类的样品液体中的底物(特定成分)。较具体地 说,本发明涉及一种葡萄糖传感器,它通过使葡萄糖与 一种能够和葡萄糖起特异反应的化还原酶作用而用电 化学技术测量含在样品液体中的葡萄糖浓度。

作为定量分析糖类(例如蔗糖和葡萄糖)的手段,已 经开发了各种方法,例如旋光法、比色法、还原滴定法 (reductimetry)以及其他利用各种色谱 分析的方法等。然而,这些方法中没有一个具有足够高 的精度,这是因为它们对糖类的特异性不是很高。在这 些方法中,旋光法可以容易地实现,但已知它受到工作 温度的很大影响。

近来,开发了各种类型的生物传感器,它们不需要 稀释和搅拌样品液体就能够容易地定量测定含在例如生 物样品和食品等样品液体中的特定成分(底物)。

例如,日本专利公开NO.3-202746公开 了一种生物传感器,它包括一个用网板印刷之类方法形 成在一个绝缘基板上的电极系统和一个形成在该电极系 统上的反应层,该反应层含有一种亲聚合物,一种氧 化还原酶、和一种电子受体。用这种生物传感器测量样 品液体中的底物浓度是如下进行的。首先,把样品液体 滴在生物传感器的反应层上,使反应层溶解。这使得在 样品液体中的底物和反应层中的氧化还原酶之间发生酶 反应,然后反应层中的电子受体被还原。酶反应完成之 后,用电化学技术使还源的电子受体氧化,由此根据该 氧化过程中所得到的氧化电流来测量样品液体中的底物 浓度。

美国专利NO.5,192,415公开了一种生 物传感器,它包括一个氢离子浓度控制层,这个层不需 要预先调整样品液体的pH值就能够按照含在反应层中 的氧化还原酶的种类来优化样品液体的pH值。

美国专利NO5,264,103公开了一种生物 传感器,它包括一个形成在一个电绝缘基板上的主电极 系统,该电极系统含有一个工作电极和一个反电极;一 个含有一种氧化还原酶的反应层;以及一个亚电极层, 该亚电极层离开主电极系统有一个间隔,并含有一个工 作电极和一个反电极。

这些生物传感器有很广的应用范围,例如,通过适 当地选择含在反应层中的氧化还原酶,可以用作葡萄糖 传感器、乙醇传感器、胆固醇传感器、或者基酸传感 器。

在这些生物传感器中,众所周知葡萄糖传感器含有 葡萄糖氧化酶作为氧化还原酶。不过,这种葡萄糖传感 器有下述问题。在葡萄糖的各种同分异构体中,葡萄糖 氧化酶只和β-葡萄糖起反应,而在平衡状态下后者所 占的比例为63%。因此,这种葡萄糖传感器所获得的 响应电流值(也就是检测灵敏度)太小,使得例如在定 量测定极小量的葡萄糖时测量误差太大。

此外,当用这种葡萄糖传感器来定量测定多糖时, 由水解酶(hydrolase)所产生的大多数葡萄 糖是α-葡萄糖,因此在定量测定之前,需要一个额外 的步骤,用一种变旋酶(mutarotase)把经 水解产生的α-葡萄糖转化为其同分异构体β-葡萄糖。

日本专利申请NO.6-291401(尚末公布) 涉及到一种既含有变旋酶又含有葡萄糖氧化酶的生物传 感器。不过,在该生物传感器中,当这些酶的总量小的 时候探测灵敏度不能得到足够的改善,而当这些酶的总 量大的时候生产成本将增大。还有,当样品液体中的底 物浓度比较大时,这种既含有变旋酶又含有葡萄糖氧化 酶的生物传感器的探测灵敏度要低于没有变旋酶的生物 传感器。

本发明的生物传感器包括:一个电绝缘的基板;一 个形成在基板上并含有一个工作电极和一个反电极(c ounter electrode)的电极系统;以 及一个形成在基板上或形成在基板上方并与基板之间有 一个间隙的反应层。该反应层包含有一种氧化吡喃糖的 酶。

在一个实施方案中,该氧化吡喃糖的酶(pyra nose-oxidizing enzyme)是吡 喃糖氧化酶(pyranose oxidose)( EC1.1.3.10)。

在另一个实施方案中,反应层还含有葡萄糖氧化酶 (EC1.1.3.4)。

在再一个实施方案中,反应层还含有一种电子受体。

在再一个实施方案中,该电子受体是一种氰酸根 离子。

在再一个实施方案中,反应层还含有多糖水解酶。

在再一个实施方案中,该多糖水解酶选自由蔗糖水 解酶、麦芽糖水解酶和乳糖水解酶组成的组。

在一个实施方案中,氧化吡喃糖的酶的含量是每平 方厘米的反应层中1至约200个单位。

在再一个实施方案中,氧化吡喃糖的酶的含量是每 平方厘米的反应层中约0.1至约200个单位。

在再一个实施方案中,氧化吡喃糖的酶和氰铁酸根 离子的含量分别是每平方厘米的反应层中1至约200 个单位和约0.21mg至约3.30mg。

在再一个实施方案中,氧化吡喃糖的酶、葡萄糖氧 化酶、和氰铁酸根离子的含量分别是每平方厘米的反应 层中约0.1至约200个单位、1至约200个单位、 和约0.21mg至约3.30mg。

在一个实施方案中,该生物传感器用来测量血(葡 萄)糖水平。

或者,本发明的用来定量测定含在样品液体中的底 物的生物传感器的测定原理是,利用一个通过底物的酶 反应而产生的电子来还原电子受体,并利用电化学技术 来测量处于还原形态的电子受体的数量,该生物传感器 包括:一个电绝缘的基板;一个形成在该基板上并含有 一个工作电极和一个反电极的电极系统;以及一个形成 在基板上或形成在基板上方并与基板之间有一个间隙的 反应层。该反应层含有一种氧化吡喃糖的酶和电子受体。

在一个实施方案中,该反应层还含有葡萄糖氧化酶 (EC1.1.3.4)。

在另一个实施方案中,该生物传感器是一种葡萄糖 传感器。

在再一个实施方案中,该生物传感器用来测量血( 葡萄)糖水平。

这样,这里所说明的本发明使下述优点成分可能: (1)提供一种能够通过同时探测α-葡萄糖和β-葡 萄糖而精确、快速地测量样品液体中的底物浓度的生物 传感器;(2)提供一种能够容易地测量含有多糖的样 品液体中的底物浓度的生物传感器;以及(3)提供一 种能够以低成本制作的生物传感器。

对于熟悉本技术领域的人们来说,当他们阅读并理 解了下面参考附图所作的详细说明之后,本发明的这些 优点和其他优点将变得明显。

附图的简单说明如下:

图1是作为本发明的一个例子的生物传感器的原理 性平面图,其中略去了反应层;

图2是作为本发明的一个例子的生物传感器的原理 性截面图,其中的反应层直接设置在基板上;

图3是作为本发明的一个例子的生物传感器的原理 性截面图,其中的反应层设置在基板上方,与基板之间 有一个间隙。

图4是示出葡萄糖浓度和由根据本发明的一个例子 和其他用作比较的例子的生物传感器所获得的响应电流 值之间的关系的图;其中,曲线(a)示出使用同时含 有吡喃糖氧化酶(以下写成PyOx)和葡萄糖氧化酶 (以下写成GOD)的反应层时所获得的响应电流值的 变化,曲线(b)示出使用仅含有GOD的反应层时所 获得的响应电流值的变化,以及曲线(C)示出使用仅 含有PyOx的反应层时所获得的响应电流值的变化; 以及

图5是示出血(葡萄)糖浓度和由根据本发明的一 个例子和其他用作比较的例子的葡萄糖传感器所获得的 响应电流值之间的关系的图;其中,曲线(a)示出使 用同时含有PyOx和GOD的反应层时所获得的响应 电流值的变化,曲线(b)示出使用仅把GOD作为氧 化还原酶的反应层时所获得的响应电流值的变化,以及 曲线(c)示出使用仅含有PyOx的反应层时所获得 的响应电流值的变化。

本发明的一种生物传感器包括:一个电绝缘的基板; 一个形成在该基板上并含有一个工作电极和一个反电极 的电极系统;以及一个形成在该基板上或者形成在该基 板上方并与该基板之间有一个间隙的反应层。

电绝缘基板由一个合成树脂平板,例如聚对苯二甲 酸乙二酯、聚乙烯、聚脂、聚丙烯、聚苯乙烯、和聚氯 乙烯等的平板所做成。

含有工作电极和反电极的电极系统可以用已知的方 法形成在基板上。例如,在基板上形成引线之后,再形 成工作电极和反电极,使它们与各自的引线相连接,并 且互相绝缘。引线和电极的材料可以是任何已知的导电 材料,例如、铂、金和钯。

本生物传感器中所使用的反应层含有一种能够同时 使α-葡萄糖和β-葡萄糖氧化的氧化吡喃糖的酶。这 种氧化吡喃糖的酶的一个例子是吡喃糖氧化酶(EC1. 1.3.10;PyOx)。

本生物传感器反应层中的PyOx的含量优选为每 平方厘米的反应层中1至约200个单位,更优选为约 2至约50个单位。这里“单位”一词是指,在一分钟 内使1μmol(微摩尔)的葡萄糖或多糖氧化所需的 氧化还原酶的量。当PyOx的含量小于每平方厘米的 反应层中1个单位时,则需要增加几分钟或更多的额外 测量时间。此外,由于在这附加时间内样品液体的蒸发, 可能会影响到响应电流的值。每平方厘米的反应层中超 过200个单位的PyOx含量不仅将增加产品的成本, 而且还因为在形成反应层时会造成损坏,将引起响应电 流值的不稳定。

为了进一步改善样品液体中葡萄糖的检测灵敏度, 并使葡萄糖传感器能够响应于较宽的葡萄糖浓度范围, 反应层除了含有氧化吡喃糖的酶之外还可以含有葡萄糖 氧化酶(EC1.1.3.4;GOD)。GOD的含 量优选每平方厘米的反应层中1至约200个单位。当 GOD和PyOx一起使用时,PyOx的含量优选每 平方厘米的反应层中约0.1至约200个单位,更优 选为约0.2至约40个单位。

反应层还可以含有各种亲水性聚合物。这种亲水性 聚合物的例子有:羧基甲苯纤维素(以下写作CMC), 羟基乙基纤维素(HEC),羟基丙基纤维素(HPC) ,甲基纤维素,乙基纤维素,乙基羟基乙基纤维素,羧 基甲基乙基纤维素,聚乙烯基吡咯烷、聚乙烯醇,例 如聚赖氨酸的聚氨基酸,聚苯乙烯磺酸,乳胶或其衍生 物,丙烯酸或其盐,甲基丙烯酸或其盐类,淀粉或其衍 生物,以及来酐或其盐类特别地,优选为CMC。

当把含有葡萄糖的样品液体施加在本生物传感器的 反应层上时,样品液体中的α-葡萄糖和β-葡萄糖分 别被氧化吡喃糖的酶氧化。同时,样品液体中溶解的氧 被还原成过氧化氢。如果这时加上电压,则该过氧化氢 被氧化。在这个氧化过程中所产生的响应电流正比于过 氧化氢的浓度,也即正比于样品液体中底物的浓度。这 样,通过测量响应电流值就可以获得样品液体中的底物 浓度。

在本生物传感器中,反应层可以含有一种电子受体, 使得不再是在底物氧化反应同时产生过氧化氢,而是在 酶反应的同时形成电子受体的还原形态。电子受体的例 子有二氰铁酸根离子、p-苯醌或其衍生物、吩嗪硫酸 甲酯  (phenazine methosulfat e)、亚甲蓝、以及二茂铁或其衍生物。可以使用一种 或多种电子受体。特别地,优选为氰铁酸根离子。

氰铁酸根离子的含量优选为每平方厘米的反应层中 约0.21至约3.30mg,更优选为约0.30至 约2.59mg。当氰铁酸根离子的含量小于每平方厘 米的反应层中约0.21mg时,可测的葡萄糖浓度范 围可能极小。当氰铁酸根离子的含量大于每平方厘米的 反应层中约3.30mg时,则因为反应层在形成时可 能被损坏,从而可能引起反应电流值的不稳定,而且该 生物传感器在储藏期间其可靠度可能下降。

本生物传感器中所用的反应层还可以含有一种多糖 水解酶,用来使多糖水解以产生α-葡萄糖。多糖水解 酶是一种能够使例如蔗糖和麦芽等多糖水解以产生葡萄 糖的酶。这种多糖水解酶的例子有:例如转化酶(以下 写作INV)等蔗糖水解酶,麦芽糖酶等麦芽糖水解酶, 以及β-半乳糖苷酶等乳糖水解酶。多糖水解酶的含量 优选是每方厘米的反应层中1至约400个单位,更优 选为约2至约200个单位。

下面将参考图1和2来说明本生物传感器的制作方 法。

首先,用网板印刷法在电绝缘基板1上印刷例如银 浆这样的导电材料,由此形成引线2和3。然后把另一 种含有树脂粘合剂的导电材料印刷在基板1上,由此形 成一个工作电极4,并使之与引线2相连接。

然后在基板1上印刷绝缘浆,由此形成一个绝缘层 6。绝缘层6复盖了工作电极4的周边区域,只露出工 作电极4的一个固定的面积。如图1所示,绝缘层6也 复盖了引线2和3的一部分。环绕工作电极4形成一个 由含有树脂粘合剂的导电材料所做成的环形反电极5。 反电极5与引线3相连接。这样,就在基板1上形成了 一个包括工作电极4和反电极5的电极系统8。

或者,本生物传感器也可以包括一个形成在基板1 上的三电极系统,它除了工作电极4和反电极5之外还 包括一个参考电极(末示出),其目的是进一步稳定测 量精度。

反应层以下述方法形成在基板1上:

把亲水性聚合物的水溶液滴在电极系统8上并使之 干燥,由此形成一个亲水性聚合物层。然后,把一种含 有PyOx,并且在需要时还含有电子受体和/或多糖 水解酶的水溶液滴在亲水性聚合物层上,并使之干燥。 为了重复使用本生物传感器,可以通过与戊二的交联 固定在亲水性聚合物层上,或者与聚合物材料一起把氧 化吡喃糖的酶和需要时的多糖水解酶固定在亲水性聚合 物层上,其中的聚合物材料例如有:硝化纤维素、醋酸 纤维素、和聚丙腈。再有,如果需要,可以利用聚合物 材料把电子受体以化学方法固定在亲水性聚合物层上。 这样,如图2所示,就可以形成一个复盖整个电极系统 8的反应层7。

或者,反应层也可以位在基板1上方,与基板1之 间有一个间隙。在该情形下,如图3所示,该生物传感 器包括一个基板1和一个位在基板1上方的盖板30, 两者之间夹有一个间隔器20。盖板30包含一个孔3 1和一个形成在其一个表面上的反应层37。盖板30 位在基板1的上方,而使之与反应层37和电极系统8 互相面对。这种位在基板1的上方并与基板1之间有一 间隙的反应层37可以用例如日本专利公开NO.1- 114747中所描述的方法来形成。在这种类型的生 物传感器中,当通过一个样品施加口38所施加的样品 液体到达反应层37和电极系统8之间的空间时,反应 层37中所产生的过氧化氢的量或者处于还原形态的电 子受体的量可以由电极系统8以与图2所示的生物传感 器同样的方式测量出来。

本生物传感器可以用来定量测定含在生物样品中的 各种底物,这些样品例如有:全血液、血浆、血清、尿 液、以及食品工业原料及其产品如果汁等。特别地,当 用来测定特定患者的血(葡萄)糖水平时,本生物传感 器可以用作能够易于使用的一次性血(葡萄)糖传感器。

实施例

现在将说明本生物传感器的一些具体例子。需要注 意本发明不局限于这些例子。在各个例子中所提及的附 图中,同样的元件用同样的代号表示,并且为了简明, 省去了一部分说明。

实施例1:

作为本生物传感器的一个例子,用下述方法制作了 一种葡萄糖传感器。

如图1所示,用网板印刷法在由聚对苯二甲酸乙二 酯所做成的电绝缘基板1上印刷银浆,由此形成引线2 和3。然后在基板1上印刷含有树脂粘合剂的导电碳浆, 以形成一个工作电极4,并使之与引线2相连接。

接着,在基板1上印刷绝缘浆,由此形成一个绝缘 层6。绝缘层6覆盖了工作电极4的周边部分,暴露出 工作电极4的一个固定面积。

然后,在基板1上印刷含有树脂粘合剂的导电碳浆, 由此形成一个环形反电极5,并与引线3相连接。

在电极系统8上,也就是在工作电极4和反电极5 上滴上0.5%(重量)的CMC水溶液并使之干燥, 由此形成一个CMC层。在CMC层上滴上一种含有P yOx和铁氰化的混合水溶液并使之干燥,由此形成 一个反应层7。反应层7中PyOx和铁氰化钾的含量 分别是每平方厘米的反应层中10个单位和1.3mg。

在这样制成的葡萄糖传感器的反应层7上滴上90 mg/dl的葡萄糖水溶液,作为样品液体。一分钟之 后,在工作电极4上施加相对于反电极5为+0.5V 的电压,并在施加电压之后5秒钟测量电流值。以这种 方式,对葡萄糖溶液总共测量12次响应电流值,每次 测量时都用一个新的葡萄糖传感器。所得到的响应电流 值的涨落是小的。

再有,对1.80mg/dl和360mg/dl的 葡萄糖水溶液也分别以与上相同的方法测量12次响应 电流值。发现这样所得到的响应电流值随着葡糖浓度的 增大而增大,并且增大的比率是大的。

作为一个对比性例子,制作了一种含有葡萄糖氧化 酶(EC1.1.3.4;GOD)而不是PyOx的 葡萄糖传感器,并对具有上述各个浓度的葡萄糖溶液测 量12次响应电流值。在相同的葡萄糖浓度下所得到的 响应电流值不稳定。此外,虽然也发现响应电流值随着 葡萄糖浓度的增大而增大,但增大的比率是小的。

实施例2

作为本生物传感器的一个例子,用如下方法制作了 一种蔗糖传感器。

用与实施例1中相同的方法,在一个由聚对苯二甲 酸乙二酯所做成的电绝缘基板1上形成引线2和3,电 极系统8(即一个工作电极4和一个反电极5)、以及 绝缘层6。然后在电极系统8上滴上0.5%(重量) 的CMC水溶液并使之干燥,由此形成一个CMC层。

在CMC层上滴上一种含有PyOx、INV和铁 氰化钾的混合水溶液并使之干燥,由此形成一个反应层 7。反应层7中PyOx、INV和铁氰化钾的含量分 别是每平方厘米的反应层中10个单位、40个单位、 和1.3mg。

在这样制作的蔗糖传感器的反应层7上滴上171 mg/dl的蔗糖水溶液,作为样品液体,反应层7被 该样品液体溶解。3分钟之后,在工作电极4上施加相 对于反电极5为+0.5V的电压,并在施加电压之后 5秒钟测量电流值。

还有,用与上述相同的方法对342mg/dl和 684mg/dl的蔗糖水溶液测量响应电流值,每次 测量都使用一个新的蔗糖传感器。

发现所得到的响应电流值随着蔗糖浓度的增大而增 大,并且增大的比率是大的。

作为对比性的例子,制作了一种麦芽糖传感器和一 种乳糖传感器,其制作方法除了分别用麦芽糖水解酶和 乳糖水解酶来替换INV之外与上述方法相同。这种麦 芽糖和乳糖传感器呈现出与上述相同的效果。

实施例3

作为本生物传感器的一个例子,用下述方法制作了 一种葡萄糖传感器。

用与实施例1所说明的相同的方法,在一个由聚对 苯二甲酸乙二酯所做成的电绝缘基板1上形成引线2和 3、电极系统8(即一个工作电极4和一个反电极5)、 以及绝缘层6。然后,在电极系统8上滴上0.5%( 重量)的CMC水溶液并使之干燥,由此形成一个CM C层。

在CMC层上滴上一种含有PyOx、GOD和铁 氰化钾的混合水溶液并使之干燥,由此形成一个反应层 7。反应层7中PyOx、GOD和铁氰化钾的含量分 别是每平方厘米的反应层中1个单位、10个单位、和 1.3mg。

在这样制作的葡萄糖传感器的反应层7上滴上90 mg/dl的葡萄糖水溶液,作为样品液体。一分钟之 后,在工作电极4上施加相对于反电极5为+0.5V 的电压,并在施加电压之后5秒钟测量电流值。

还有,用与上述相同的方法对180mg/dl和 360mg/dl的葡萄糖水溶液测量响应电流值,每 次测量都使用一个新的葡萄糖传感器。葡萄糖浓度和响 应电流值之间的响应特性如图4中的曲线(a)所示。

作为对比性的例子,还分别制作了不含PyOx的 葡萄糖传感器和不含GOD的葡萄糖传感器,并用与上 述相同的方法测量响应电流值。其结果分别如图4中的 曲线(b)和(c)所示。

如图4所示,只含有GOD作为酶的葡萄糖传感器 (对应于图4中的曲线(b))呈现出最低的响应电流 值,这是因为这时的反应电流值仅取决于含在样品液体 中的β-葡萄糖的浓度。比较而言,只含有PyOx作 为酶的葡萄糖传感器(对应于图4中的曲线(c))呈 现出高于曲线(b)的电流值,特别当葡萄糖的浓度小 时更是如此,这是因为这时的响应电流值取决于含在样 品液体中的α-葡萄糖和β-葡萄糖的浓度之和。然而, 当葡萄糖浓度高时,只含PyOx作为酶的葡萄糖传感 器呈现出低于曲线(b)的电流值。结果,同时含有P yOx和GOD的葡萄糖传感器(对应于图4中的曲线 (a))在最宽的浓度范围内总是呈现出高的响应电流 值。

实施例4

作为本生物传感器的一个例子,用下述方法制作了 一种蔗糖传感器:

用与实施例1中相同的方法,在一个由聚对苯二甲 酸乙二酯所做的电绝缘基板1上形成引线2和3,电极 系统8(即一个工作电极4和一个反电极5),以及绝 缘层6。然后,把0.5%(重量)的CMC水溶液滴 在电极系统8上并使之干燥,由此形成一个CMC层。

把含有PyOx、GOD、INV、和铁氰化钾的 混合水溶液滴在CMC层上并使之干燥,由此形成一个 反应层7。反应层7中的PyOx、GOD、INV、 和铁氰化钾的含量分别是每平方厘米的反应层中1个单 位、10个单位、40个单位、和1.3mg。

当把171mg/dl的蔗糖水溶液滴到这样制出 的蔗糖传感器的反应层7上时,反应层7被该样品液体 溶解。3分钟之后,在工作电极4上施加相对于反电极 5为+0.5V的电压,并在施加电压后5秒钟测量电 流值。

还有,用与上述相同的方法对342mg/dl和 684mg/dl的蔗糖水溶液测量响应电流值,每次 测量都使用一个新的蔗糖传感器。

发现所得到的响应电流值随着蔗糖浓度的增大而增 大,而且在宽广的蔗糖浓度范围内该电流值总是高的。

作为一个对比性的例子,用与上述相同的方法制作 了一种蔗糖传感器,只是其中的反应层7中不再含有G OD,然后用类似方法测量反应电流值。得得到的响应 电流值总是低于由含有GOD的蔗糖传感器所得到的电 流值。

分别用麦芽糖水解酶和乳糖水解酶替代INV制作 了麦芽糖传感器和乳糖传感器,发现它们呈现出与上述 相同的效果。

实施例5

用与实施例1至4相同的方法制作了一些生物传感 器,只是其中的反应层7中不含有铁氰化钾。分别在这 些生物传感器的电极系统上滴上具有实施例1至4中那 样的各种不同的底物浓度的样品液体。经过一个预定的 时间后,在工作电极4上施加相对于反电极5为+1. 0V的电压,并且在施加电压后5秒钟测量电流值。

发现所得到的响应电流值随着底物浓度的增大而增 大。 实施例6

用与实施例3中相同的方法制作一种葡萄糖传感器。

在该葡萄糖传感器的反应层7上滴上其葡萄糖浓度 为95mg/dl的全血液,作为样品液体。一分钟之 后,在工作电极4上施加相对于反电极5为+0.5V 的电压,并在施加电压之后5秒钟测量电流值。

还有,用与上述相同的方法,对葡萄糖浓度为17 0mg/dl和320mg/dl的全血液测量响应电 流值,每次测量都用一个新的葡萄糖传感器。葡萄糖浓 度和响应电流值之间的响应特性如图5中的曲线(a) 所示。

作为对比性的例子,分别制作了不含PyOx的葡 萄糖传感器和不含GOD的葡萄糖传感器,并且用同样 的方法测量响应电流值。其结果分别如图5中的曲线( b)和(c)所示。

如图5所示,只含有GOD作为酶的葡萄糖传感器 (对应于图5中的曲线(b))呈现出最低的响应电流 值,这是因为该电流值仅取决于全血液中的β-葡萄糖 的浓度。比较而言,只含有PyOx作为酶的葡萄糖传 感器(对应于图5中的曲线(c))呈现出高于曲线( b)的响应电流值,这是因为该电流值取决于全血液中 的α-葡萄糖和β-葡萄糖的浓度之和。结果,同时含 有PyOx和GOD的葡萄糖传感器(对应于图5中的 曲线(a))在最宽广的血液葡萄糖浓度范围内总是呈 现出高的响应电流值。

对于熟悉本技术领域的人们来说,在不偏离本发明 的范畴和精神的情况下将能明显地看出并容易实现各种 其他的修改。从而,不希望把这里所附的权利要求的范 围局限于这里所给出的说明,而希望能够广义地理解这 些权利要求。

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