JPH0654304B2 - バイオセンサ - Google Patents
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- JPH0654304B2 JPH0654304B2 JP61202217A JP20221786A JPH0654304B2 JP H0654304 B2 JPH0654304 B2 JP H0654304B2 JP 61202217 A JP61202217 A JP 61202217A JP 20221786 A JP20221786 A JP 20221786A JP H0654304 B2 JPH0654304 B2 JP H0654304B2
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Classifications
-
- 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
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 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易に定量する
ことのできるバイオセンサに関するものである。
て、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量する
ことのできるバイオセンサに関するものである。
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
液の希釈や撹拌などの操作を行なうことなく高精度に定
量する方式としては、第３図に示すようなバイオセンサ
が提案されている。このバイオセンサは、絶縁基板１５
に白金などからなる測定極１１と対極１２およびそれぞ
れのリード１３，１４を埋設し、これらの電極系の露出
部を酸化還元酵素および電子受容体を含有する多孔体１
６と測定妨害物質を別するための過膜１０で覆った
ものである。試料液を多孔体１６上へ滴下すると、試料
液に多孔体中の電子受容体が溶解して試料液中の基質と
の間で酵素反応が進行し、電子受容体が還元される。反
応が終了した試料液のうち、血液中の赤血球，白血球の
ような測定を妨害するような巨大タンパク等を過膜１
０で過し、電子受容体、塩類などの低分子量のものの
みを含む試料反応液を電極１１，１２上へ降下させる。
電極上では前記の還元された電子受容体を電気化学的に
酸化し、このとき得られた酸化電流値から、試料液中の
基質濃度が求められるものであった。
液の希釈や撹拌などの操作を行なうことなく高精度に定
量する方式としては、第３図に示すようなバイオセンサ
が提案されている。このバイオセンサは、絶縁基板１５
に白金などからなる測定極１１と対極１２およびそれぞ
れのリード１３，１４を埋設し、これらの電極系の露出
部を酸化還元酵素および電子受容体を含有する多孔体１
６と測定妨害物質を別するための過膜１０で覆った
ものである。試料液を多孔体１６上へ滴下すると、試料
液に多孔体中の電子受容体が溶解して試料液中の基質と
の間で酵素反応が進行し、電子受容体が還元される。反
応が終了した試料液のうち、血液中の赤血球，白血球の
ような測定を妨害するような巨大タンパク等を過膜１
０で過し、電子受容体、塩類などの低分子量のものの
みを含む試料反応液を電極１１，１２上へ降下させる。
電極上では前記の還元された電子受容体を電気化学的に
酸化し、このとき得られた酸化電流値から、試料液中の
基質濃度が求められるものであった。
発明が解決しようとする問題点 しかしこのような従来の構成では、センサとして一応使
用できるが、電極上への試料反応液の降下が不均一にな
り、電極面が十分に濡れないため、気泡が残留したり、
電極面積が減少するという現象が生じ、測定値が不安定
で、再現性が悪かった。
用できるが、電極上への試料反応液の降下が不均一にな
り、電極面が十分に濡れないため、気泡が残留したり、
電極面積が減少するという現象が生じ、測定値が不安定
で、再現性が悪かった。
本発明はこのような問題点を解決するもので、測定極及
対極上に吸水性高分子層を設けることにより、安定な液
膜層を形成し、安定した測定を可能とすることを目的と
するものである。
対極上に吸水性高分子層を設けることにより、安定な液
膜層を形成し、安定した測定を可能とすることを目的と
するものである。
問題点を解決するための手段 この問題点を解決するために、本発明は少なくとも測定
極と対極とからなる電極系上に電極面を十分に覆う安定
なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けたものであ
る。これにより、酵素と電子受容体と試料液の反応が終
了した反応液を、前記吸水性高分子層が吸収し、電極上
にゲル化した均一な反応液液膜層が形成され、安定な測
定を行なうものである。
極と対極とからなる電極系上に電極面を十分に覆う安定
なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けたものであ
る。これにより、酵素と電子受容体と試料液の反応が終
了した反応液を、前記吸水性高分子層が吸収し、電極上
にゲル化した均一な反応液液膜層が形成され、安定な測
定を行なうものである。
水を吸収してゲル化する高分子として、天然高分子類で
は、デンプン系，セルロース系，アルギン酸系，ガム
類，タンパク質系などがあり、合成高分子類では、ビニ
ル系，アクリル酸系，無水マレイン酸系，水性ウレタン
系，ポリ電解質系など種々あるが、特に、デンプン系，
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。これらは、単独また
は混合物、共重合体であっても良い。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
電極上に直接形成することができるという利点がある。
は、デンプン系，セルロース系，アルギン酸系，ガム
類，タンパク質系などがあり、合成高分子類では、ビニ
ル系，アクリル酸系，無水マレイン酸系，水性ウレタン
系，ポリ電解質系など種々あるが、特に、デンプン系，
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。これらは、単独また
は混合物、共重合体であっても良い。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
電極上に直接形成することができるという利点がある。
作 用 この構成により、酸素と電子受容体と試料液とが反応し
た反応液が電極上へ降下し、電極上の吸水性高分子層に
吸収されて、電極上に密接し、電極面を十分に覆ったゲ
ル層が安定に形成されるため、電極の濡れの不均一性や
気泡の残留等は解消でき、安定な電気化学的測定ができ
る。さらには、センサへの振動に起因する応答電流の変
動をも抑制できるなど、信頼性の高い測定ができるもの
である。
た反応液が電極上へ降下し、電極上の吸水性高分子層に
吸収されて、電極上に密接し、電極面を十分に覆ったゲ
ル層が安定に形成されるため、電極の濡れの不均一性や
気泡の残留等は解消でき、安定な電気化学的測定ができ
る。さらには、センサへの振動に起因する応答電流の変
動をも抑制できるなど、信頼性の高い測定ができるもの
である。
実施例 以下、本発明の一実施例について説明する。
バイオセンサの一例として、グルコースセンサについ説
明する。第１図は、グルコースセンサの一実施例を示し
たもので、センサの構造の断面図である。ポリエチレン
テレフタレートからなる絶縁性基板８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、測定極６、対極７からなる電極系と、図
面では図示していないがリード部とを形成する。次に電
極を部分的に覆い、一定の電極面積が得られるように、
絶縁性ペーストを前記同様に印刷、乾燥して絶縁層５を
形成する。多孔体１とポリカーボネイト製で孔径１μの
過膜２は、保持枠３，４に保持されている。前記多孔
体１は、酸化還元酵素であるグルコースオキシターゼ１
００mgと電子受容体としてフェリシアン化カリウム１５
０mgをリン酸緩衝液（pH５．６）１mlに溶解した液をセ
ルロース紙に含浸、乾燥して作製したものである。９は
本発明による吸水性高分子層であり、カルボキシメチル
セルロースの１％水溶液を電極上に直接塗布、乾燥して
得たもので、乾燥後の膜厚は２μである。
明する。第１図は、グルコースセンサの一実施例を示し
たもので、センサの構造の断面図である。ポリエチレン
テレフタレートからなる絶縁性基板８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、測定極６、対極７からなる電極系と、図
面では図示していないがリード部とを形成する。次に電
極を部分的に覆い、一定の電極面積が得られるように、
絶縁性ペーストを前記同様に印刷、乾燥して絶縁層５を
形成する。多孔体１とポリカーボネイト製で孔径１μの
過膜２は、保持枠３，４に保持されている。前記多孔
体１は、酸化還元酵素であるグルコースオキシターゼ１
００mgと電子受容体としてフェリシアン化カリウム１５
０mgをリン酸緩衝液（pH５．６）１mlに溶解した液をセ
ルロース紙に含浸、乾燥して作製したものである。９は
本発明による吸水性高分子層であり、カルボキシメチル
セルロースの１％水溶液を電極上に直接塗布、乾燥して
得たもので、乾燥後の膜厚は２μである。
上記構成のグルコースセンサの多孔体１へ試料液として
グルコース水溶液を滴下し、２分後に測定極６の電位を
アノード方向へ．２Ｖ／秒の速度で掃引した。滴下され
たグルコースは、多孔体１に担持されたグルコースオキ
シダーゼの作用で、フェリシアン化カリウムと反応して
フェロシアン化カリウムを生成する。この反応の終了し
た試料反応液が過膜２を透過し、吸水性高分子層９に
吸収されて、電極上に密接しかつ電極面積を完全に覆っ
たフェロシアン化カリウムを含む吸水性高分子による水
溶性ゲル層９が形成される。上記のアノード方向への掃
引により、生成したフェロシアン化カリウムがフェリシ
アン化カリウムに電気化学的に酸化され、酸化電流のピ
ークが得られる。この酸化ピーク電流値は試料中のグル
コース濃度に対応している。
グルコース水溶液を滴下し、２分後に測定極６の電位を
アノード方向へ．２Ｖ／秒の速度で掃引した。滴下され
たグルコースは、多孔体１に担持されたグルコースオキ
シダーゼの作用で、フェリシアン化カリウムと反応して
フェロシアン化カリウムを生成する。この反応の終了し
た試料反応液が過膜２を透過し、吸水性高分子層９に
吸収されて、電極上に密接しかつ電極面積を完全に覆っ
たフェロシアン化カリウムを含む吸水性高分子による水
溶性ゲル層９が形成される。上記のアノード方向への掃
引により、生成したフェロシアン化カリウムがフェリシ
アン化カリウムに電気化学的に酸化され、酸化電流のピ
ークが得られる。この酸化ピーク電流値は試料中のグル
コース濃度に対応している。
第２図に、この酸化ピーク電流値とグルコース濃度との
関係を示した。図中Ａは、本発明のカルボキシメチルセ
ルロース薄膜層を設けた場合で、Ｂは従来例の薄膜層を
設けない場合である。各グルコース濃度でそれぞれ５回
測定した平均値とバラツキの幅を示している。Ａは良い
直線性を示し、各グルコース濃度でのバラツキも小さい
が、従来例のＢではバラツキが非常に大きく、一部で異
常に小さい電流値を示した。このように電流値が小さい
場合に電極上の状態を調べると、電極上の濡れが悪く、
電極の一部分しか濡れていない場合か、または電極上及
び電極間に気泡が残留している場合であることが分っ
た。一方、吸水性高分子によるゲル層９を形成させた場
合には、過され液量が少量であっても、電極上に安定
で流動しにくい液層ができ、気泡の残留も見られず、電
極面が完全に濡れていることが分った。また、測定中に
センサを振動させたところ従来例のＢでは振動に対応し
た応答電流の大きな変動が観測されたが、本発明のＡで
はほとんど認められないなど信頼性の高い測定が可能で
あった。
関係を示した。図中Ａは、本発明のカルボキシメチルセ
ルロース薄膜層を設けた場合で、Ｂは従来例の薄膜層を
設けない場合である。各グルコース濃度でそれぞれ５回
測定した平均値とバラツキの幅を示している。Ａは良い
直線性を示し、各グルコース濃度でのバラツキも小さい
が、従来例のＢではバラツキが非常に大きく、一部で異
常に小さい電流値を示した。このように電流値が小さい
場合に電極上の状態を調べると、電極上の濡れが悪く、
電極の一部分しか濡れていない場合か、または電極上及
び電極間に気泡が残留している場合であることが分っ
た。一方、吸水性高分子によるゲル層９を形成させた場
合には、過され液量が少量であっても、電極上に安定
で流動しにくい液層ができ、気泡の残留も見られず、電
極面が完全に濡れていることが分った。また、測定中に
センサを振動させたところ従来例のＢでは振動に対応し
た応答電流の大きな変動が観測されたが、本発明のＡで
はほとんど認められないなど信頼性の高い測定が可能で
あった。
本発明の吸水性高分子層は、乾燥状態のもとである一定
の膜厚の範囲で有効に作用することが分り、高分子材料
によってその範囲は少し異なる。例えば、上記カルボキ
シメチルセルロースの場合、０．５〜５０μの膜厚が適
当であるが、アクリル酸塩系高分子のアクアキープ１０
ＳＨ（製鉄化学工業（株）製）の場合には、０．１〜２
０μの範囲が適当である。種々検討した結果、安定なゲ
ル層を形成するには、０．１〜１００μの範囲が好まし
いことが分った。０．１μ以下の膜厚では、液層が流動
しやすく安定なゲル層が得られず、また逆に１００μよ
りも厚い膜厚では、試料液が数μ〜数十μの微量の
場合、試料液の拡散が不十分でゲル化しない部分が生ず
るために不適当であることが分った。
の膜厚の範囲で有効に作用することが分り、高分子材料
によってその範囲は少し異なる。例えば、上記カルボキ
シメチルセルロースの場合、０．５〜５０μの膜厚が適
当であるが、アクリル酸塩系高分子のアクアキープ１０
ＳＨ（製鉄化学工業（株）製）の場合には、０．１〜２
０μの範囲が適当である。種々検討した結果、安定なゲ
ル層を形成するには、０．１〜１００μの範囲が好まし
いことが分った。０．１μ以下の膜厚では、液層が流動
しやすく安定なゲル層が得られず、また逆に１００μよ
りも厚い膜厚では、試料液が数μ〜数十μの微量の
場合、試料液の拡散が不十分でゲル化しない部分が生ず
るために不適当であることが分った。
さらに、血液を試料液として前記グルコースセンサで測
定した場合にも、安定した値が得られた。そして図面で
は図示していないが、過膜２と吸水性高分子層９の間
に、セルロース，レーヨン等の親水性多孔体の薄片を保
液層として介在させた方が、試料液の過速度がより早
くなり、液の吸水性高分子層への吸収も迅速、均一に
行なうことができた。
定した場合にも、安定した値が得られた。そして図面で
は図示していないが、過膜２と吸水性高分子層９の間
に、セルロース，レーヨン等の親水性多孔体の薄片を保
液層として介在させた方が、試料液の過速度がより早
くなり、液の吸水性高分子層への吸収も迅速、均一に
行なうことができた。
上記実施例では、測定極と対極のみの二極電極系につい
て述べたが、参照極を加えた三電極方式にすれば、より
正確な測定が可能である。また、濾過膜、保持枠、多孔
体などの形状あるいはその有無についても上記実施例に
制限されることはない。さらには、酵素や電子受容体の
担持状態についても同様である。
て述べたが、参照極を加えた三電極方式にすれば、より
正確な測定が可能である。また、濾過膜、保持枠、多孔
体などの形状あるいはその有無についても上記実施例に
制限されることはない。さらには、酵素や電子受容体の
担持状態についても同様である。
また、電子受容体としては、上記実施例に用いたフェリ
シアン化カリウム以外にも、ｐ−ベンゾキノン，フェナ
ジンメトサルフェートなども使用できる。さらに、上記
実施例のセンサは酵素として、上記実施例のグルコース
オキシダーゼ以外のアルコールオキシダーゼ，コレステ
ロールオキシダーゼ等を用いれば、アルコールサンサ、
コレステロールセンサなどにも用いることができる。
シアン化カリウム以外にも、ｐ−ベンゾキノン，フェナ
ジンメトサルフェートなども使用できる。さらに、上記
実施例のセンサは酵素として、上記実施例のグルコース
オキシダーゼ以外のアルコールオキシダーゼ，コレステ
ロールオキシダーゼ等を用いれば、アルコールサンサ、
コレステロールセンサなどにも用いることができる。
発明の効果 以上のように本発明のバイオセンサは、電極系上に安定
なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けることによ
り、少量の液量でも十分に電極面を濡らす安定なゲル液
層を形成し、安定な正確な測定を可能にするという効果
が得られる。
なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けることによ
り、少量の液量でも十分に電極面を濡らす安定なゲル液
層を形成し、安定な正確な測定を可能にするという効果
が得られる。
第１図は本発明の一実施例であるバイオセンサの断面
図、第２図はバイオセンサの応答特性図、第３図は従来
のバイオセンサの断面図である。 １……多孔体、２……過膜、５……絶縁層、６……測
定極、７……対極、８……絶縁性基板、９……吸水性高
分子層。
図、第２図はバイオセンサの応答特性図、第３図は従来
のバイオセンサの断面図である。 １……多孔体、２……過膜、５……絶縁層、６……測
定極、７……対極、８……絶縁性基板、９……吸水性高
分子層。
Claims (4)
- 【請求項１】少なくとも測定極と対極とからなる電極系
を備え、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、前記試
料液中の基質濃度を測定するバイオセンサであって、前
記電極系上に安定なゲル液層を形成する吸水性高分子層
を形成したことを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項２】吸水性高分子層の厚さが、０．１〜１００
μである特許請求の範囲第１項記載のバイオセンサ。 - 【請求項３】吸水性高分子が、デンプン系、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
酸系からなる群のいずれかもしくはそれらの混合物であ
る特許請求の範囲第１項記載のバイオセンサ。 - 【請求項４】吸水性高分子層の上に親水性の多孔体から
なる保液層を設けた特許請求の範囲第１項記載のバイオ
センサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61202217A JPH0654304B2 (ja) | 1986-08-28 | 1986-08-28 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP61202217A JPH0654304B2 (ja) | 1986-08-28 | 1986-08-28 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS6358149A JPS6358149A (ja) | 1988-03-12 |
| JPH0654304B2 true JPH0654304B2 (ja) | 1994-07-20 |
Family
ID=16453897
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP61202217A Expired - Lifetime JPH0654304B2 (ja) | 1986-08-28 | 1986-08-28 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0654304B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002035222A1 (en) | 2000-10-27 | 2002-05-02 | Arkray, Inc. | Biosensor |
Families Citing this family (37)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
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| DE68924026T3 (de) * | 1988-03-31 | 2008-01-10 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd., Kadoma | Biosensor und dessen herstellung. |
| JPH0820400B2 (ja) * | 1989-03-17 | 1996-03-04 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| US5508171A (en) * | 1989-12-15 | 1996-04-16 | Boehringer Mannheim Corporation | Assay method with enzyme electrode system |
| AU634863B2 (en) * | 1989-12-15 | 1993-03-04 | Roche Diagnostics Operations Inc. | Redox mediator reagent and biosensor |
| FR2742543B1 (fr) * | 1995-12-19 | 1998-02-13 | Univ Geneve | Microcapteurs et microsystemes electrochimiques integres fiables pour l'analyse chimique directe de composes en milieux aqueux complexes |
| US5997817A (en) | 1997-12-05 | 1999-12-07 | Roche Diagnostics Corporation | Electrochemical biosensor test strip |
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| US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| US6591125B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-07-08 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
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| WO2002010734A1 (en) * | 2000-07-31 | 2002-02-07 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP4183902B2 (ja) * | 2000-12-27 | 2008-11-19 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
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| ATE368748T1 (de) * | 2002-11-01 | 2007-08-15 | Arkray Inc | Mit sold-komponenten konzentrationsmitteln ausgestattetes messinstrument |
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| US7811231B2 (en) | 2002-12-31 | 2010-10-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
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| US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
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| EP2473098A4 (en) | 2009-08-31 | 2014-04-09 | Abbott Diabetes Care Inc | ANALYTICAL SIGNAL PROCESSING APPARATUS AND METHOD |
| DK3622883T3 (da) | 2010-03-24 | 2021-07-19 | Abbott Diabetes Care Inc | Indførerer til medicinsk indretning og fremgangsmåder til at indføre og anvende medicinske indretninger |
| FI3300658T3 (fi) | 2011-12-11 | 2024-03-01 | Abbott Diabetes Care Inc | Analyyttianturimenetelmiä |
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| CN113195022A (zh) | 2018-12-21 | 2021-07-30 | 雅培糖尿病护理公司 | 用于分析物传感器插入的系统、装置和方法 |
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| US12569168B2 (en) | 2020-09-15 | 2026-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Systems, devices, and methods for analyte monitoring |
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|---|---|---|---|---|
| JPS6024444A (ja) * | 1983-07-19 | 1985-02-07 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| JPS59166852A (ja) * | 1983-03-11 | 1984-09-20 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| JPS60173458A (ja) * | 1984-02-20 | 1985-09-06 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
| JPH0640086B2 (ja) * | 1984-02-20 | 1994-05-25 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JPS60211350A (ja) * | 1984-04-06 | 1985-10-23 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
-
1986
- 1986-08-28 JP JP61202217A patent/JPH0654304B2/ja not_active Expired - Lifetime
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| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2002035222A1 (en) | 2000-10-27 | 2002-05-02 | Arkray, Inc. | Biosensor |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS6358149A (ja) | 1988-03-12 |
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| JP2590802B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3127599B2 (ja) | バイオセンサ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term |