JPH02102448A - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
- Publication number
- JPH02102448A JPH02102448A JP63255161A JP25516188A JPH02102448A JP H02102448 A JPH02102448 A JP H02102448A JP 63255161 A JP63255161 A JP 63255161A JP 25516188 A JP25516188 A JP 25516188A JP H02102448 A JPH02102448 A JP H02102448A
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- electrode system
- enzyme
- reaction
- substrate
- Prior art date
- Legal status (The legal status 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 status listed.)
- Granted
Links
Landscapes
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
【発明の詳細な説明】
産業上利用分野
本発明は、種々の微量の生体試料中の特定成分について
、試料液を希釈することなく迅速かつ簡便に定量するこ
とのできるバイオセンサに関する。
、試料液を希釈することなく迅速かつ簡便に定量するこ
とのできるバイオセンサに関する。
従来の技術
従来、血液などの生体試料中の特定成分について、試料
液の希釈や攪拌などを行なう事なく簡易に定量しうる方
式として、第５図に示すようなバイオセンサを提案した
。このバイオセンサは、絶縁性の基板ｌ上にスクリーン
印刷等の方法でカーボンなどからなる電極系２，３を形
成し、前記電極上に親水性高分子と酸化還元酵素と電子
受容体からなる酵素反応層５を形成したものである。試
料液を酵素反応層へ滴下すると、酸化還元酵素と電子受
容体が試料液に溶解し、試料液中の基質との間で酵素反
応が進行し電子受容体が還元される。
液の希釈や攪拌などを行なう事なく簡易に定量しうる方
式として、第５図に示すようなバイオセンサを提案した
。このバイオセンサは、絶縁性の基板ｌ上にスクリーン
印刷等の方法でカーボンなどからなる電極系２，３を形
成し、前記電極上に親水性高分子と酸化還元酵素と電子
受容体からなる酵素反応層５を形成したものである。試
料液を酵素反応層へ滴下すると、酸化還元酵素と電子受
容体が試料液に溶解し、試料液中の基質との間で酵素反
応が進行し電子受容体が還元される。
反応終了後、このとき得られる酸化電流値から試料液中
の基質濃度を求める。
の基質濃度を求める。
発明が解決しようとする課題
しかしながら、この様な従来の構成では、反応時の外気
及び試料液の温度により酵素反応及び電極反応が影響さ
れて応答がばらついた。
及び試料液の温度により酵素反応及び電極反応が影響さ
れて応答がばらついた。
課題を解決するための手段
本発明は上記課題を解決するために、絶縁性の基板上に
少なくとも測定極と対極からなる電極系を設け、酵素と
電子受容体と試料液の反応に際しての物質濃度変化を電
気化学的に前記電極系で検知し、試料液中の基質濃度を
測定するバイオセンサにおいて、前記電極系の表面に酸
化還元酵素と親水性高分子及び電子受容体を含む酵素反
応層を形成し、さらに溶解時に発熱反応をする物質を付
加するものである。
少なくとも測定極と対極からなる電極系を設け、酵素と
電子受容体と試料液の反応に際しての物質濃度変化を電
気化学的に前記電極系で検知し、試料液中の基質濃度を
測定するバイオセンサにおいて、前記電極系の表面に酸
化還元酵素と親水性高分子及び電子受容体を含む酵素反
応層を形成し、さらに溶解時に発熱反応をする物質を付
加するものである。
作用
本発明によれば、電極系をも含めたディスポーザブルタ
イプのバイオセンサを構成することができ、試料液をセ
ンサに添加することにより、極めて容易に基質濃度を測
定することができる。しかも、試料の添加時に付加した
物質が発熱して外気や試料の温度の影響を緩和するため
、安定した応答が得られる。
イプのバイオセンサを構成することができ、試料液をセ
ンサに添加することにより、極めて容易に基質濃度を測
定することができる。しかも、試料の添加時に付加した
物質が発熱して外気や試料の温度の影響を緩和するため
、安定した応答が得られる。
実施例
以下に、本発明の詳細な説明する。
実施例１
バイオセンサの一例として、グルコースセンサについて
説明する。第１図及び第２図は、グルコースセンサの一
実施例について示したもので、構成部分の斜視図と縦断
面図である。ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁
性の基板ｌに、スクリーン印刷により導電性カーボンペ
ーストを印刷し、加熱乾燥することにより、対極２、測
定極３からなる電極系を形成する。次に、電極系を部分
的に覆い、各々の電極の電気化学的に作用する部分とな
る２’３’（各１）を残すように、絶縁性ペーストを前
記と同様に印刷し、加熱処理をして絶縁層４を形成する
。この電極系（２’ ３’）の表面を覆うようにセル
ロース系の親水性高分子の一種であるＣＭＣ（カルボキ
シメチルセルロース）の水溶液を塗布し、４５℃で３０
分乾燥した。
説明する。第１図及び第２図は、グルコースセンサの一
実施例について示したもので、構成部分の斜視図と縦断
面図である。ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁
性の基板ｌに、スクリーン印刷により導電性カーボンペ
ーストを印刷し、加熱乾燥することにより、対極２、測
定極３からなる電極系を形成する。次に、電極系を部分
的に覆い、各々の電極の電気化学的に作用する部分とな
る２’３’（各１）を残すように、絶縁性ペーストを前
記と同様に印刷し、加熱処理をして絶縁層４を形成する
。この電極系（２’ ３’）の表面を覆うようにセル
ロース系の親水性高分子の一種であるＣＭＣ（カルボキ
シメチルセルロース）の水溶液を塗布し、４５℃で３０
分乾燥した。
得られたＣＭＣ層の上に酸化還元酵素としてグルコース
オキシダーゼ（ＣＯＤ）をｐＨ５，６のリン酸緩衝液に
溶解したものを塗布した後、室温で乾燥した。その上に
有機溶媒としてトルエンに電子受容体であるフェリシア
ン化カリウムの微結晶を混ぜたものを滴下し、室温で放
置してトルエンを気化させろことにより酵素反応層を形
成した。さらに、電極の近くに塩化マグネシウム６を担
持した。
オキシダーゼ（ＣＯＤ）をｐＨ５，６のリン酸緩衝液に
溶解したものを塗布した後、室温で乾燥した。その上に
有機溶媒としてトルエンに電子受容体であるフェリシア
ン化カリウムの微結晶を混ぜたものを滴下し、室温で放
置してトルエンを気化させろことにより酵素反応層を形
成した。さらに、電極の近くに塩化マグネシウム６を担
持した。
上記のように構成したグルコースセンサに試料液として
グルコース標準液を１０μｍ滴下し、２分後に対極を基
準にして測定極にアノード方向へ＋０．６Ｖのパルス電
圧を印加し５秒後の電流を測定する。グルコース標準液
にフェリシアン化カリウムが溶解し、ＣＯＤによりグル
コースが酸化され、このときフェリシアン化カリウムが
フェロシアン化カリウムに還元される。そこで、上記の
パルス電圧の印加により、生成したフェロシアン化カリ
ウムの濃度に基づく酸化電流が得られ、この電流値は基
質であるグルコースの濃度に対応する。
グルコース標準液を１０μｍ滴下し、２分後に対極を基
準にして測定極にアノード方向へ＋０．６Ｖのパルス電
圧を印加し５秒後の電流を測定する。グルコース標準液
にフェリシアン化カリウムが溶解し、ＣＯＤによりグル
コースが酸化され、このときフェリシアン化カリウムが
フェロシアン化カリウムに還元される。そこで、上記の
パルス電圧の印加により、生成したフェロシアン化カリ
ウムの濃度に基づく酸化電流が得られ、この電流値は基
質であるグルコースの濃度に対応する。
グルコースの標準液を滴下し応答電流を測定したところ
５００ ｍｇ／ ｄｌという高濃度まで良好な直線性が
得られた。さらに、反応の際、付加した塩化マグネシウ
ムが同時に溶けて発熱し、酵素反応を促進するため、１
００ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度において反応終了時間
が３０秒も速くなった。上記のグルコースセンサに血液
サンプルをｌＯμｍ滴下して２分後の応答電流を測定す
ると、非常に再現性のよい応答が得られた。また、外気
の温度を、１５度〜３０度にかえてフェリシアン化カリ
ウムとフェロシアン化カリウムの等モル溶液を用いて測
定したところ、塩化マグネシウムを付加した場合としな
い場合では第３図に示すように応答に差が見られた。こ
れは、温度に酵素反応が影響されると同時に、電極反応
も温度に依存しているためである。塩化マグネシウムを
担持することにより温度の影響を緩和することができた
。温度を一定にするためには、恒温そうや加温設備が考
えられるが、センサが大型になり価格も高くなる。塩化
マグネシウムは、電極付近に担持するだけで作成でき、
センサを大量生産する際、非常にメリットがあると考え
られる 実施例２ 実施例１に示したようにしＣＣＭＣとＣＯＤを担持した
後、フェリシアン化カリウムを担持する際トルエンに界
面活性剤としてレシチン（ホスファチジルコリン）を溶
解して１ｗｔ％溶液を調製し、これにフェリシアン化カ
リウムの微結晶を混ぜたものを用いてフェリシアン化カ
リウムとレシチンの層を形成した。レシチンの濃度が帆
０１ｗｔ％以上になると、フェリシアン化カリウムがう
まくトルエン中で分散したため滴下が容易となり、３μ
ｍのｙ＆量な液でも薄膜状のフェリシアン化カリウム−
レシチン層が形成できた。レシチンがない場合は、フェ
リシアン化カリウム層が不均一に形成されたり基板をま
けるとはがれるという欠点が見られたが、レシチンを添
加することにより均一ではがれにくいフェリシアン化カ
リウム層が容易に形成できた。レシチンの濃度が高くな
るとともに、フェリシアン化カリウム層がはがれにくく
なるが、フェリシアン化カリウムの溶解速度も落ちるた
め、０．０１−３ｗ ｔ％が適当と考えられる。上記セ
ンサにグルコース標準液を滴下して実施例１と同様にし
て応答を測定したところ、グルコース濃度５００ｍｇ／
旧まで直線性が得られた。さらに、血液を滴下したとこ
ろ、レシチン層によりすみやかにひろがり反応が始まっ
たため、６ノ１１という微量のサンプルでも再現性のよ
い応答が得られた。サンプルが少量になると塩化マグネ
シウムの担持量も少なくて効果がみられた。レシチンの
かわりにポリエチレングリコールアルキルフェニルエー
テル（商品名： トリトンＸ）を用いたところ、フェリ
シアン化カリウムの微粒子をトルエン中に分散させるた
めには０．１ｚ以上必要であったが、レシチンと同様に
良好なフェリシアン化カリウム層が形成できた。界面活
性剤としては、前記の例の他に、オレイン酸やポリオキ
シエチレングリセリン脂肪酸エステルやシクロデキスト
リンなど、電子受容体を有機溶媒に分散させ、かつ酵素
活性に影響をおよぼさないものであれば、特に制限され
ることはない。
５００ ｍｇ／ ｄｌという高濃度まで良好な直線性が
得られた。さらに、反応の際、付加した塩化マグネシウ
ムが同時に溶けて発熱し、酵素反応を促進するため、１
００ｍｇ／ｄｌのグルコース濃度において反応終了時間
が３０秒も速くなった。上記のグルコースセンサに血液
サンプルをｌＯμｍ滴下して２分後の応答電流を測定す
ると、非常に再現性のよい応答が得られた。また、外気
の温度を、１５度〜３０度にかえてフェリシアン化カリ
ウムとフェロシアン化カリウムの等モル溶液を用いて測
定したところ、塩化マグネシウムを付加した場合としな
い場合では第３図に示すように応答に差が見られた。こ
れは、温度に酵素反応が影響されると同時に、電極反応
も温度に依存しているためである。塩化マグネシウムを
担持することにより温度の影響を緩和することができた
。温度を一定にするためには、恒温そうや加温設備が考
えられるが、センサが大型になり価格も高くなる。塩化
マグネシウムは、電極付近に担持するだけで作成でき、
センサを大量生産する際、非常にメリットがあると考え
られる 実施例２ 実施例１に示したようにしＣＣＭＣとＣＯＤを担持した
後、フェリシアン化カリウムを担持する際トルエンに界
面活性剤としてレシチン（ホスファチジルコリン）を溶
解して１ｗｔ％溶液を調製し、これにフェリシアン化カ
リウムの微結晶を混ぜたものを用いてフェリシアン化カ
リウムとレシチンの層を形成した。レシチンの濃度が帆
０１ｗｔ％以上になると、フェリシアン化カリウムがう
まくトルエン中で分散したため滴下が容易となり、３μ
ｍのｙ＆量な液でも薄膜状のフェリシアン化カリウム−
レシチン層が形成できた。レシチンがない場合は、フェ
リシアン化カリウム層が不均一に形成されたり基板をま
けるとはがれるという欠点が見られたが、レシチンを添
加することにより均一ではがれにくいフェリシアン化カ
リウム層が容易に形成できた。レシチンの濃度が高くな
るとともに、フェリシアン化カリウム層がはがれにくく
なるが、フェリシアン化カリウムの溶解速度も落ちるた
め、０．０１−３ｗ ｔ％が適当と考えられる。上記セ
ンサにグルコース標準液を滴下して実施例１と同様にし
て応答を測定したところ、グルコース濃度５００ｍｇ／
旧まで直線性が得られた。さらに、血液を滴下したとこ
ろ、レシチン層によりすみやかにひろがり反応が始まっ
たため、６ノ１１という微量のサンプルでも再現性のよ
い応答が得られた。サンプルが少量になると塩化マグネ
シウムの担持量も少なくて効果がみられた。レシチンの
かわりにポリエチレングリコールアルキルフェニルエー
テル（商品名： トリトンＸ）を用いたところ、フェリ
シアン化カリウムの微粒子をトルエン中に分散させるた
めには０．１ｚ以上必要であったが、レシチンと同様に
良好なフェリシアン化カリウム層が形成できた。界面活
性剤としては、前記の例の他に、オレイン酸やポリオキ
シエチレングリセリン脂肪酸エステルやシクロデキスト
リンなど、電子受容体を有機溶媒に分散させ、かつ酵素
活性に影響をおよぼさないものであれば、特に制限され
ることはない。
親水性高分子としてＣＭＣの他にもゼラチンやメチルセ
ルロースなとも使用でき、でんぷん系、カルボキシメチ
ルセルロース系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、ビニル
アルコール系、ビニルピロリドン系、無水マレイン酸系
のものが好ましい。
ルロースなとも使用でき、でんぷん系、カルボキシメチ
ルセルロース系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、ビニル
アルコール系、ビニルピロリドン系、無水マレイン酸系
のものが好ましい。
これらの高分子は容易に水溶液とすることができるので
、適当な濃度の水溶液を塗布、乾燥することにより、必
要な厚さの薄膜を電極上に形成することができる。
、適当な濃度の水溶液を塗布、乾燥することにより、必
要な厚さの薄膜を電極上に形成することができる。
電子受容体を混合する有機溶媒としては、トルエンや石
油エーテルなど、ＣＯＤ活性および印刷電極への影響の
少ないものであればよい。
油エーテルなど、ＣＯＤ活性および印刷電極への影響の
少ないものであればよい。
電極系を形成する方法としてのスクリーン印刷は、均一
な特性を有するディスポーザブルタイプのバイオセンサ
を安価に製造することができ、特に、価格が安く、しか
も安定した電極材料であるカーボンを用いて電極を形成
するのに好都合な方法である。
な特性を有するディスポーザブルタイプのバイオセンサ
を安価に製造することができ、特に、価格が安く、しか
も安定した電極材料であるカーボンを用いて電極を形成
するのに好都合な方法である。
試料液に溶けて発熱する物質としては、塩化マグネシウ
ムの他に、リン酸ナトリウムや、酢酸ナトリウムも使用
できた。溶解して発熱する際、溶解熱が大きいほど少量
担持するだけでよいが、溶解液のＰＨが、酵素反応に影
響を与えるものは隔離する必要があるので望ましくない
。
ムの他に、リン酸ナトリウムや、酢酸ナトリウムも使用
できた。溶解して発熱する際、溶解熱が大きいほど少量
担持するだけでよいが、溶解液のＰＨが、酵素反応に影
響を与えるものは隔離する必要があるので望ましくない
。
実施例３
実施例２に示した構成のセンサに第４図に示すようにカ
バー７をつけた。このカバーの内部に塩化マグネシウム
６を付加してセンサを組み立てた。
バー７をつけた。このカバーの内部に塩化マグネシウム
６を付加してセンサを組み立てた。
血液をカバーの点着部に供給すると、すみやかに電極部
に広がり、再現の良い応答が得られた。カバー内の容積
を小さくすることで、サンプル量を微量にすることがで
き、一定量が供給できた。さらに、カバーで囲むことに
より、外気と遮断できるため、カバー内の塩化マグネシ
ウムの効果がいっそう発揮できた。
に広がり、再現の良い応答が得られた。カバー内の容積
を小さくすることで、サンプル量を微量にすることがで
き、一定量が供給できた。さらに、カバーで囲むことに
より、外気と遮断できるため、カバー内の塩化マグネシ
ウムの効果がいっそう発揮できた。
なお、本発明のバイオセンサは上記実施例に示したグル
コースセンサに限らず、アルコールセンサやコレステロ
ールセンサなと、酸化還元酵素の関与する系に用いるこ
とができる。酸化還元酵素として実施例ではグルコース
オキシダーゼを用いたが、他の酵素、たとえばアルコー
ルオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、キサン
チンオキシダーゼ、等を用いることができる。また、電
子受容体として、上記実施例に用いたフェリシアン化カ
リウムが安定に反応するので適しているがＰ−ベンゾキ
ノンを使えば、反応速度が大きいので高速化に適してい
る。また、２．６−シクロロフエノールインドフエノー
ル、メチレンブルー フェナジンメトサルフェート、β
−ナフトキノン４−スルホン酸カリウム、フェロセン等
が使用できる 発明の効果 このように本発明のバイオセンサは、絶縁性の基板上に
電極系を印刷し、酸化還元酵素と親水性高分子及び電子
受容体を含む酵素反応層を形成し、さらに、溶解して発
熱する物質を付加することにより、極めて容易に生体試
料中の基質濃度を測定することができ、発熱物質により
温度の影響を緩和させ、測定精度を向上させたものであ
る。また、電子受容体層を形成するとき界面活性剤を添
加する場合は、ｙ＆量の電子受容体を均一に且つはがれ
にくい薄膜層に担持てき、保存性や大量生産に大きな効
果がある。
コースセンサに限らず、アルコールセンサやコレステロ
ールセンサなと、酸化還元酵素の関与する系に用いるこ
とができる。酸化還元酵素として実施例ではグルコース
オキシダーゼを用いたが、他の酵素、たとえばアルコー
ルオキシダーゼ、コレステロールオキシダーゼ、キサン
チンオキシダーゼ、等を用いることができる。また、電
子受容体として、上記実施例に用いたフェリシアン化カ
リウムが安定に反応するので適しているがＰ−ベンゾキ
ノンを使えば、反応速度が大きいので高速化に適してい
る。また、２．６−シクロロフエノールインドフエノー
ル、メチレンブルー フェナジンメトサルフェート、β
−ナフトキノン４−スルホン酸カリウム、フェロセン等
が使用できる 発明の効果 このように本発明のバイオセンサは、絶縁性の基板上に
電極系を印刷し、酸化還元酵素と親水性高分子及び電子
受容体を含む酵素反応層を形成し、さらに、溶解して発
熱する物質を付加することにより、極めて容易に生体試
料中の基質濃度を測定することができ、発熱物質により
温度の影響を緩和させ、測定精度を向上させたものであ
る。また、電子受容体層を形成するとき界面活性剤を添
加する場合は、ｙ＆量の電子受容体を均一に且つはがれ
にくい薄膜層に担持てき、保存性や大量生産に大きな効
果がある。
第１図は本発明の一実施例のバイオセンサの斜視図、第
２図は同バイオセンサの縦断面図、第３図は同バイオセ
ンサの応答特性を示すグラフ、第４図は本発明の他の実
施例のバイオセンサの縦断面図、第５図は従来例のバイ
オセンサの縦断面図である。 １−絶縁性基板、２一対極、３−測定極、４−絶縁層、
５−酵素反応層、６−塩化マグネシウム、７−カバー 代理人の氏名 弁理士 粟野重孝 はか１名第１図 第３図 第２図 １−・一基板 ２−・対極 ３− ラ則定極 ４− 絶■ ５−酸素Ｆｊｉ）層 ６−塩化マグネシウム 第４図 コ １ Ｂ ２
２図は同バイオセンサの縦断面図、第３図は同バイオセ
ンサの応答特性を示すグラフ、第４図は本発明の他の実
施例のバイオセンサの縦断面図、第５図は従来例のバイ
オセンサの縦断面図である。 １−絶縁性基板、２一対極、３−測定極、４−絶縁層、
５−酵素反応層、６−塩化マグネシウム、７−カバー 代理人の氏名 弁理士 粟野重孝 はか１名第１図 第３図 第２図 １−・一基板 ２−・対極 ３− ラ則定極 ４− 絶■ ５−酸素Ｆｊｉ）層 ６−塩化マグネシウム 第４図 コ １ Ｂ ２
Claims (3)
- （１）少なくとも測定極と対極からなる電極系を設けた
絶縁性の基板を備え、前記電極系の表面に酸化還元酵素
と親水性高分子及び電子受容体を含む酵素反応層が設け
られ、さらに、溶解時に発熱反応をする物質が付加され
、前記酵素と電子受容体と試料液の反応に際しての物質
濃度変化を電気化学的に前記電極系で検知し前記基質濃
度を測定することを特徴とするバイオセンサ。 - （２）少なくとも測定極と対極からなる電極系を設けた
絶縁性の基板を備え、前記電極系の表面に酸化還元酵素
と親水性高分子及び界面活性剤を含む電子受容体を含む
酵素反応層が設けられ、さらに、溶解時に発熱反応をす
る物質が付加され、前記酵素と電子受容体と試料液の反
応に際しての物質濃度変化を電気化学的に前記電極系で
検知し前記基質濃度を測定することを特徴とするバイオ
センサ。 - （３）電極系が、前記絶縁性の基板上にスクリーン印刷
で形成されたカーボンを主体とする材料で構成された請
求項１または２に記載のバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63255161A JPH0652248B2 (ja) | 1988-10-11 | 1988-10-11 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP63255161A JPH0652248B2 (ja) | 1988-10-11 | 1988-10-11 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH02102448A true JPH02102448A (ja) | 1990-04-16 |
| JPH0652248B2 JPH0652248B2 (ja) | 1994-07-06 |
Family
ID=17274910
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP63255161A Expired - Fee Related JPH0652248B2 (ja) | 1988-10-11 | 1988-10-11 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0652248B2 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04113262A (ja) * | 1990-09-04 | 1992-04-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサおよびその製造法 |
| JPH11201932A (ja) * | 1997-04-14 | 1999-07-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| WO2001073419A1 (en) * | 2000-03-29 | 2001-10-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| WO2002057767A1 (en) * | 2001-01-17 | 2002-07-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
-
1988
- 1988-10-11 JP JP63255161A patent/JPH0652248B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (8)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH04113262A (ja) * | 1990-09-04 | 1992-04-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサおよびその製造法 |
| JPH11201932A (ja) * | 1997-04-14 | 1999-07-30 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| WO2001073419A1 (en) * | 2000-03-29 | 2001-10-04 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US6911131B2 (en) | 2000-03-29 | 2005-06-28 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US7648617B2 (en) | 2000-03-29 | 2010-01-19 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| US8673127B2 (en) | 2000-03-29 | 2014-03-18 | Panasonic Corporation | Biosensor |
| WO2002057767A1 (en) * | 2001-01-17 | 2002-07-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| US7267750B2 (en) | 2001-01-17 | 2007-09-11 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0652248B2 (ja) | 1994-07-06 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JPH02310457A (ja) | バイオセンサ | |
| JP2502666B2 (ja) | バイオセンサ及びその製造方法 | |
| JP3297630B2 (ja) | バイオセンサ | |
| USRE36991E (en) | Biosensor and method for producing the same | |
| JP2517153B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JP3375040B2 (ja) | 基質の定量法 | |
| JPH0850113A (ja) | バイオセンサおよびその製造方法 | |
| EP1124131B1 (en) | Biosensor and method of producing the same | |
| JPH0816664B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JP3024394B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた測定方法 | |
| JP3267933B2 (ja) | 基質の定量法 | |
| JP3437016B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量方法 | |
| JP2502656B2 (ja) | バイオセンサの製造法 | |
| JPH02245650A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH02102448A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH07114705B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2517151B2 (ja) | バイオセンサによる基質濃度の測定方法 | |
| JPH02157646A (ja) | バイオセンサ | |
| JP3214188B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JPH0814562B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3070818B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造方法 | |
| JP2702818B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JP3370414B2 (ja) | バイオセンサの製造方法 | |
| JPH112618A (ja) | コレステロールセンサおよびその製造方法 | |
| JPH04113262A (ja) | バイオセンサおよびその製造法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |