JPH0816664B2 - バイオセンサおよびその製造法 - Google Patents
バイオセンサおよびその製造法Info
- Publication number
- JPH0816664B2 JPH0816664B2 JP1274194A JP27419489A JPH0816664B2 JP H0816664 B2 JPH0816664 B2 JP H0816664B2 JP 1274194 A JP1274194 A JP 1274194A JP 27419489 A JP27419489 A JP 27419489A JP H0816664 B2 JPH0816664 B2 JP H0816664B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- layer
- hydrophilic polymer
- electron acceptor
- electrode
- electrode system
- 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.)
- Expired - Lifetime
Links
Landscapes
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
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便に定量する
ことのできるバイオセンサ、及びその製造法に関する。
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、及びその製造法に関する。
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ことなく簡易に定量しう
る方式として、以下のようなバイオセンサを提案した
（特願昭63−38156、特開平１−212345号公報）。
料液の希釈や攪拌などを行なうことなく簡易に定量しう
る方式として、以下のようなバイオセンサを提案した
（特願昭63−38156、特開平１−212345号公報）。
このバイオセンサは、絶縁性の基板上にスクリーン印
刷等の方法で電極系を形成し、上記電極系上に親水性高
分子層と酸化還元酵素および電子受容体からなる酵素反
応層を形成したものである。試料液を酵素反応層上へ滴
下すると、試料液に酸化還元酵素と電子受容体が溶解
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。酵素反応終了後、この還元された電
子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化
電流値から試料液中の基質濃度を求めるものである。
刷等の方法で電極系を形成し、上記電極系上に親水性高
分子層と酸化還元酵素および電子受容体からなる酵素反
応層を形成したものである。試料液を酵素反応層上へ滴
下すると、試料液に酸化還元酵素と電子受容体が溶解
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。酵素反応終了後、この還元された電
子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られる酸化
電流値から試料液中の基質濃度を求めるものである。
発明が解決しようとする課題 この様な従来の構成では、バイオセンサが作成された
時点ですでに酸化還元酵素と電子受容体が接触している
ため、高湿度雰囲気中や光照射条件下におかれると酵素
活性の失活がみられ、安定した応答が得られなかった。
また、試料液中に、電極に吸着しやすい物質や電極活性
な物質が存在するとセンサの応答に影響がみうけられ
た。
時点ですでに酸化還元酵素と電子受容体が接触している
ため、高湿度雰囲気中や光照射条件下におかれると酵素
活性の失活がみられ、安定した応答が得られなかった。
また、試料液中に、電極に吸着しやすい物質や電極活性
な物質が存在するとセンサの応答に影響がみうけられ
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、絶縁性の基板上
に、少くとも測定極と対極からなる電極系を設け、前記
電極系上に、親水性高分子と酸化還元酵素からる第１の
層と親水性高分子からなる第２の層および電子受容体を
含む第３の層からなる反応層を設けたものである。
に、少くとも測定極と対極からなる電極系を設け、前記
電極系上に、親水性高分子と酸化還元酵素からる第１の
層と親水性高分子からなる第２の層および電子受容体を
含む第３の層からなる反応層を設けたものである。
さらに、絶縁性の基板上に、少くとも測定極と対極か
らなる電極系を設けた後、前記電極系上に親水性高分子
と酸化還元酵素からなる第１の層を形成し、次に親水性
高分子の有機溶媒溶液を前記第１の層上に展開して親水
性高分子からなる第２の層を形成し、さらに電子受容体
の有機溶媒分散液を第２の層上に展開して電子受容体を
含む第３の層を形成することによりバイオセンサを製造
するものである。
らなる電極系を設けた後、前記電極系上に親水性高分子
と酸化還元酵素からなる第１の層を形成し、次に親水性
高分子の有機溶媒溶液を前記第１の層上に展開して親水
性高分子からなる第２の層を形成し、さらに電子受容体
の有機溶媒分散液を第２の層上に展開して電子受容体を
含む第３の層を形成することによりバイオセンサを製造
するものである。
作用 本発明によれば、極めて容易に精度よく基質濃度を測
定することができ、かつ、保存性に優れたディスポーザ
ブルタイプのバイオセンサを構成することができる。
定することができ、かつ、保存性に優れたディスポーザ
ブルタイプのバイオセンサを構成することができる。
実施例 以下、本発明を実施例により説明する。
（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。
て説明する。
第１図は本発明のバイオセンサの一実施例として作製
したグルコースセンサの断面図であり、第２図はセンサ
作製に用いた電極部分を斜視図で示したものである。
したグルコースセンサの断面図であり、第２図はセンサ
作製に用いた電極部分を斜視図で示したものである。
ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性の基板１
に、スクリーン印刷により銀ペーストを印刷しリード2,
3を形成する。次に、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、加熱乾燥することにより、測定
極４、対極５からなる電極系を形成する。さらに、電極
系を部分的に覆い、電極の露出部分の面積を一定とし、
かつリードの不要部を覆うように絶縁性ペーストを印刷
し、加熱処理をして絶縁層６を形成する。
に、スクリーン印刷により銀ペーストを印刷しリード2,
3を形成する。次に、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、加熱乾燥することにより、測定
極４、対極５からなる電極系を形成する。さらに、電極
系を部分的に覆い、電極の露出部分の面積を一定とし、
かつリードの不要部を覆うように絶縁性ペーストを印刷
し、加熱処理をして絶縁層６を形成する。
次に、４、５の露出部分の研磨後、空気中で100℃に
て４時間熱処理を施した。このようにして電極部分を構
成した後、親水性高分子として、カルボキシメチルセル
ロース（以下CMCと略す）の0.5wt％水溶液を電極上へ展
開、乾燥させてCMC層を形成する。次に、このCMC層を覆
うように、酵素としてグルコースオキシダーゼ（以下GO
Dと略す）をリン酸緩衝液（pH＝5.6）あるいは水に溶解
したものを展開し、乾燥させ、CMC−GOD層７を形成し
た。この場合、CMCとGODは部分的に混合された状態で厚
さ数ミクロンの薄膜状となっている。さらに、このCMC
−GOD層上を完全に覆うようにして、ポリビニルピロリ
ドン（以下PVPと略す）の１％エタノール溶液を展開
し、乾燥させ、PVP層８を形成した。このPVP層の上へ、
界面活性剤であるレシチンの１％トルエン溶液中に電子
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、展開し、乾燥させることによってフェリシ
アン化カリウム−レシチン層９を形成した。ここでレシ
チンはフェリシアン化カリウムをトルエン溶媒中に均一
に分散させる役割を果たす。このフェリシアン化カリウ
ム−レシチン層を形成する際の溶媒としてPVPが難溶性
を示すトルエンを用いることによって、フェリシアン化
カリウム−レシチン溶液をPVP層上に一様に広げること
が可能となり、その結果、均一なフェリシアン化カリウ
ム−レシチン層を得ることができた。
て４時間熱処理を施した。このようにして電極部分を構
成した後、親水性高分子として、カルボキシメチルセル
ロース（以下CMCと略す）の0.5wt％水溶液を電極上へ展
開、乾燥させてCMC層を形成する。次に、このCMC層を覆
うように、酵素としてグルコースオキシダーゼ（以下GO
Dと略す）をリン酸緩衝液（pH＝5.6）あるいは水に溶解
したものを展開し、乾燥させ、CMC−GOD層７を形成し
た。この場合、CMCとGODは部分的に混合された状態で厚
さ数ミクロンの薄膜状となっている。さらに、このCMC
−GOD層上を完全に覆うようにして、ポリビニルピロリ
ドン（以下PVPと略す）の１％エタノール溶液を展開
し、乾燥させ、PVP層８を形成した。このPVP層の上へ、
界面活性剤であるレシチンの１％トルエン溶液中に電子
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、展開し、乾燥させることによってフェリシ
アン化カリウム−レシチン層９を形成した。ここでレシ
チンはフェリシアン化カリウムをトルエン溶媒中に均一
に分散させる役割を果たす。このフェリシアン化カリウ
ム−レシチン層を形成する際の溶媒としてPVPが難溶性
を示すトルエンを用いることによって、フェリシアン化
カリウム−レシチン溶液をPVP層上に一様に広げること
が可能となり、その結果、均一なフェリシアン化カリウ
ム−レシチン層を得ることができた。
このように電子受容体を含む第３の層を展開する際の
溶媒として、第２の層を構成する親水性高分子が難溶性
を示す溶媒を用いると、極めて均一性の高い第３の層を
形成することが可能となる。しかし、この場合、第３の
層は第２の層上全面に形成されるため、電極系上の電子
受容体量を酵素反応に必要とされる最小限量に厳密に制
御するのは困難である。
溶媒として、第２の層を構成する親水性高分子が難溶性
を示す溶媒を用いると、極めて均一性の高い第３の層を
形成することが可能となる。しかし、この場合、第３の
層は第２の層上全面に形成されるため、電極系上の電子
受容体量を酵素反応に必要とされる最小限量に厳密に制
御するのは困難である。
上記のようにして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10μｌ滴下し、１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秒後の電流を測定した。試料液を滴下す
ると、まずフェリシアン化カリウム−レシチン層がグル
コース標準液に溶解する。PVP層は、試料溶液が達する
と瞬時に溶解し、これがCMC−GOD層に達してグルコース
が酸化されると同時に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した。上記の方法で作成した
グルコースセンサと、該グルコースセンサのうち親水性
高分子からなる第２の層を設けなかったものの２種類に
ついて乾燥状態で35℃、30日間の保存試験を行なった。
試料液としてグルコース標準液（90mg/dl）を用いて30
日後のセンサ応答をみたところ、第２の層を設けなかっ
たものは応答にばらつきがみられ、そのCV値は5.3とな
ったが、PVPからなる第２の層を設けたもののCV値は2.5
と極めて良好な値が得られた。
としてグルコース標準液を10μｌ滴下し、１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秒後の電流を測定した。試料液を滴下す
ると、まずフェリシアン化カリウム−レシチン層がグル
コース標準液に溶解する。PVP層は、試料溶液が達する
と瞬時に溶解し、これがCMC−GOD層に達してグルコース
が酸化されると同時に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した。上記の方法で作成した
グルコースセンサと、該グルコースセンサのうち親水性
高分子からなる第２の層を設けなかったものの２種類に
ついて乾燥状態で35℃、30日間の保存試験を行なった。
試料液としてグルコース標準液（90mg/dl）を用いて30
日後のセンサ応答をみたところ、第２の層を設けなかっ
たものは応答にばらつきがみられ、そのCV値は5.3とな
ったが、PVPからなる第２の層を設けたもののCV値は2.5
と極めて良好な値が得られた。
また、グルコースの標準液を滴下して応答電流を測定
したところ、900mg/dl（0.05モル/l）以上という高濃度
まで良好な直線関係が得られた。さらに、上記のグルコ
ースセンサに血液サンプルを10μｌ滴下して１分後の応
答電流を測定したところ非常に再現性のよい応答が得ら
れた。
したところ、900mg/dl（0.05モル/l）以上という高濃度
まで良好な直線関係が得られた。さらに、上記のグルコ
ースセンサに血液サンプルを10μｌ滴下して１分後の応
答電流を測定したところ非常に再現性のよい応答が得ら
れた。
（実施例２） ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性基板上
に、実施例１と同様にしてスクリーン印刷により第２図
に示した電極部分と同じものを形成した。さらに実施例
１と同様にしてCMC−GOD層、およびPVP層を形成した。
このPVP層の上へ、界面活性剤であるレシチンの0.5％エ
タノール溶液中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、展開し、乾燥させる
ことによってフェリシアン化カリウム−レシチン層を形
成した。このフェリシアン化カリウム−レシチン層を形
成する際の溶媒としてPVPが容易に溶解するエタノール
を用いることによって、フェリシアン化カリウム−レシ
チン層をPVP層上の一点に集中的に展開することができ
た。これは、後から添加したフェリシアン化カリウムと
レシチンの分散媒であるエタノールがすみやかにPVP層
に吸収されたために、フェリシアン化カリウムとレシチ
ンがPVP層上で広がることなく滴下点に集中的に層を形
成したからである。このように、センサの測定極上に集
中して均一なフェリシアン化カリウム−レシチン層を構
成することが可能となり、必要最小限量を展開するだけ
で安定な応答が得られるセンサを作成することができ
た。
に、実施例１と同様にしてスクリーン印刷により第２図
に示した電極部分と同じものを形成した。さらに実施例
１と同様にしてCMC−GOD層、およびPVP層を形成した。
このPVP層の上へ、界面活性剤であるレシチンの0.5％エ
タノール溶液中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、展開し、乾燥させる
ことによってフェリシアン化カリウム−レシチン層を形
成した。このフェリシアン化カリウム−レシチン層を形
成する際の溶媒としてPVPが容易に溶解するエタノール
を用いることによって、フェリシアン化カリウム−レシ
チン層をPVP層上の一点に集中的に展開することができ
た。これは、後から添加したフェリシアン化カリウムと
レシチンの分散媒であるエタノールがすみやかにPVP層
に吸収されたために、フェリシアン化カリウムとレシチ
ンがPVP層上で広がることなく滴下点に集中的に層を形
成したからである。このように、センサの測定極上に集
中して均一なフェリシアン化カリウム−レシチン層を構
成することが可能となり、必要最小限量を展開するだけ
で安定な応答が得られるセンサを作成することができ
た。
このように電子受容体を含む第３の層を展開する際の
溶媒として、第２層を構成する親水性高分子が易溶性を
示す溶媒を用いると、電極系上等の目標とされる点に集
中して均一な第３の層を形成することが可能となり、展
開量も必要最小限で済ませることができる。しかしこの
場合、第２の層が第３の層の展開溶媒を吸収することが
必要とされるので、その吸収可能な溶媒量を越えた場合
には、均一な第３の層が得られなくなる。
溶媒として、第２層を構成する親水性高分子が易溶性を
示す溶媒を用いると、電極系上等の目標とされる点に集
中して均一な第３の層を形成することが可能となり、展
開量も必要最小限で済ませることができる。しかしこの
場合、第２の層が第３の層の展開溶媒を吸収することが
必要とされるので、その吸収可能な溶媒量を越えた場合
には、均一な第３の層が得られなくなる。
上記のようにして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10μｌ滴下し、滴下１分後に
電極間に＋0.6Vのパルス電圧を印加し、５秒後の電流を
測定した。実施例１と同様にグルコースの濃度に対応し
た応答電流値が得られ、これについても、900mg/dl（0.
05モル/l）以上という高濃度まで良好な直線関係が得ら
れた。血液を試料液として用いた場合にも非常に再現性
のよい応答が得られた。
としてグルコース標準液を10μｌ滴下し、滴下１分後に
電極間に＋0.6Vのパルス電圧を印加し、５秒後の電流を
測定した。実施例１と同様にグルコースの濃度に対応し
た応答電流値が得られ、これについても、900mg/dl（0.
05モル/l）以上という高濃度まで良好な直線関係が得ら
れた。血液を試料液として用いた場合にも非常に再現性
のよい応答が得られた。
さらに、実施例１と同様にして親水性高分子からなる
第２の層を設けたものと設けなかったものの２種類につ
いて乾燥状態で35℃、30日間の保存試験を行なった。全
血を試料液として、30日後の応答をみたところ、PVPか
らなる第２の層を設けたものについては極めて良好なCV
値が得られた。
第２の層を設けたものと設けなかったものの２種類につ
いて乾燥状態で35℃、30日間の保存試験を行なった。全
血を試料液として、30日後の応答をみたところ、PVPか
らなる第２の層を設けたものについては極めて良好なCV
値が得られた。
（実施例３） 実施例１または２の方法によって製作したセンサに、
カバーをつけた。このカバーの分解斜視図を第３図に示
す。カバー13及びスペーサー10は高分子材料からなり、
カバー、スペーサー、電極系の印刷された基板は図中破
線で示すような位置関係をもって接着した。このように
して構成されたカバー付きセンサでは、スペーサーの端
開口部12またはカバーの円形穴部14から試料液を導入す
ることが可能である。
カバーをつけた。このカバーの分解斜視図を第３図に示
す。カバー13及びスペーサー10は高分子材料からなり、
カバー、スペーサー、電極系の印刷された基板は図中破
線で示すような位置関係をもって接着した。このように
して構成されたカバー付きセンサでは、スペーサーの端
開口部12またはカバーの円形穴部14から試料液を導入す
ることが可能である。
上記のように構成したグルコースセンサの先端の導入
口を試料液（ヒト全血）に接触させると、試料液は開口
部より内部へすみやかに導入され、カバーとスペーサー
で囲まれた空間部11は気泡が生成することなく試料液で
満たされた。さらに、カバーやスペーサなど、空間部を
構成する部材の表面を界面活性剤で予め処理して親水性
とすることにより、より円滑な試料液の導入が可能とな
った。親水性処理の方法としては、例えば以下のような
方法によっても0.5〜１秒で吸液が完了するなどの十分
な効果が得られた。すなわち、ポリエチレンテレフタレ
ートからなる絶縁性基板上に実施例１または２のように
して第１から第３の層までを形成し、この第３の層上か
ら端開口部12に相当する絶縁性基板上まで、レシチンの
0.5wt％トルエン溶液を滴下、展開、乾燥することによ
って端開口部から反応層表面までを親水性処理すること
ができた。
口を試料液（ヒト全血）に接触させると、試料液は開口
部より内部へすみやかに導入され、カバーとスペーサー
で囲まれた空間部11は気泡が生成することなく試料液で
満たされた。さらに、カバーやスペーサなど、空間部を
構成する部材の表面を界面活性剤で予め処理して親水性
とすることにより、より円滑な試料液の導入が可能とな
った。親水性処理の方法としては、例えば以下のような
方法によっても0.5〜１秒で吸液が完了するなどの十分
な効果が得られた。すなわち、ポリエチレンテレフタレ
ートからなる絶縁性基板上に実施例１または２のように
して第１から第３の層までを形成し、この第３の層上か
ら端開口部12に相当する絶縁性基板上まで、レシチンの
0.5wt％トルエン溶液を滴下、展開、乾燥することによ
って端開口部から反応層表面までを親水性処理すること
ができた。
この効果は、親水性材料からなるカバー、あるいはさ
らに親水性材料からなるスペーサーを用いて作成した場
合にも得られた。
らに親水性材料からなるスペーサーを用いて作成した場
合にも得られた。
このようにカバーを設けると、カバー内の試料液の蒸
発を最小限に抑えることができた。それによって、周囲
の湿度等による影響を受けることなく、簡易、迅速かつ
高精度にグルコース濃度を測定することが可能となっ
た。さらに、カバー内の容積を小さくすることによっ
て、試料液量及びセンサを構成する物質担持量を微量に
することができた。
発を最小限に抑えることができた。それによって、周囲
の湿度等による影響を受けることなく、簡易、迅速かつ
高精度にグルコース濃度を測定することが可能となっ
た。さらに、カバー内の容積を小さくすることによっ
て、試料液量及びセンサを構成する物質担持量を微量に
することができた。
（実施例４） ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性基板上
に、実施例１と同様にしてスクリーン印刷により第２図
に示した電極部分と同じものを形成した。さらに実施例
１と同様にしてCMC−GOD層、およびPVP層を形成した。
このPVP層の上へ、界面活性剤であるレシチンの0.5％エ
タノール溶液中に電子受容体であるフェリシアン化カリ
ウムの微結晶とPVPを混ぜたものを滴下、展開し、乾燥
させることによってフェリシアン化カリウム−レシチン
−PVP層を形成した。エタノール溶媒中において、フェ
リシアン化カリウムはレシチンによって分散されている
が、そのままでは均一な溶媒を得難い。そこで、この溶
媒にPVPのような親水性高分子を添加することによって
溶液の均一性をより高め、一定濃度のフェリシアン化カ
リウム溶液を簡易な操作で展開することができた。さら
に、この親水性高分子添加によって乾燥状態でより強固
で剥離し難い薄膜の形成ができ、安定したセンサの作成
が可能となった。
に、実施例１と同様にしてスクリーン印刷により第２図
に示した電極部分と同じものを形成した。さらに実施例
１と同様にしてCMC−GOD層、およびPVP層を形成した。
このPVP層の上へ、界面活性剤であるレシチンの0.5％エ
タノール溶液中に電子受容体であるフェリシアン化カリ
ウムの微結晶とPVPを混ぜたものを滴下、展開し、乾燥
させることによってフェリシアン化カリウム−レシチン
−PVP層を形成した。エタノール溶媒中において、フェ
リシアン化カリウムはレシチンによって分散されている
が、そのままでは均一な溶媒を得難い。そこで、この溶
媒にPVPのような親水性高分子を添加することによって
溶液の均一性をより高め、一定濃度のフェリシアン化カ
リウム溶液を簡易な操作で展開することができた。さら
に、この親水性高分子添加によって乾燥状態でより強固
で剥離し難い薄膜の形成ができ、安定したセンサの作成
が可能となった。
上記のようにして構成したグルコースセンサに実施例
３と同様にしてカバーをつけ、試料液としてグルコース
標準液を10μｌ滴下し、滴下１分後に電極間に＋0.6Vの
パルス電圧を印加し、５秒後の電流を測定した。実施例
１と同様にグルコースの濃度に対応した応答電流値が得
られ、これについても、900mg/dl（0.05モル/l）以上と
いう高濃度まで良好な直線関係が得られた。血液を試料
液として用いた場合にも非常に再現性のよい応答が得ら
れた。
３と同様にしてカバーをつけ、試料液としてグルコース
標準液を10μｌ滴下し、滴下１分後に電極間に＋0.6Vの
パルス電圧を印加し、５秒後の電流を測定した。実施例
１と同様にグルコースの濃度に対応した応答電流値が得
られ、これについても、900mg/dl（0.05モル/l）以上と
いう高濃度まで良好な直線関係が得られた。血液を試料
液として用いた場合にも非常に再現性のよい応答が得ら
れた。
従来の構成では、センサが作成された時点ですでにGO
D−CMC層とフェリシアン化カリウム−レシチン層とが接
触していたため、保存性能を高めることが難しかった。
しかし、前記実施例１、２または３で用いたPVPからな
る親水性高分子層は、乾燥状態においてGOD−CMC層とフ
ェリシアン化カリウム−レシチン層との完全に分離する
役目を果たしており、このことがセンサ保存性の向上に
大きな効果をもたらせている。
D−CMC層とフェリシアン化カリウム−レシチン層とが接
触していたため、保存性能を高めることが難しかった。
しかし、前記実施例１、２または３で用いたPVPからな
る親水性高分子層は、乾燥状態においてGOD−CMC層とフ
ェリシアン化カリウム−レシチン層との完全に分離する
役目を果たしており、このことがセンサ保存性の向上に
大きな効果をもたらせている。
さらに、この親水性高分子層は試料液中に電極に吸着
しやすい物質や電極活性な物質が存在する場合において
も、安定なセンサ応答を確保するのに極めて有効であ
る。血液を試料液として前記グルコースセンサでグルコ
ース濃度を測定した場合にも、試料液の粘度等に拘らず
安定したセンサ応答が得られた。
しやすい物質や電極活性な物質が存在する場合において
も、安定なセンサ応答を確保するのに極めて有効であ
る。血液を試料液として前記グルコースセンサでグルコ
ース濃度を測定した場合にも、試料液の粘度等に拘らず
安定したセンサ応答が得られた。
上記実施例１、２、３または４では第１の層ではCMC
を、第２の層および第３の層にPVPをそれぞれ親水性高
分子として用いたが、これらに限定されることなく、ビ
ニルアルコール系、セルロース系、具体的にはヒドロキ
シエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、
メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキ
シエチルセルロース、カルボキシメチルエチルセルロー
スを用いても同様の効果が得られ、さらにはビニルピロ
リドン系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、デンプン系、
無水マレイン酸系、アクリルアミド系、メタクリレート
樹脂などをそれぞれ用いても同様の効果が得られた。こ
れらの吸水性あるいは水溶性の親水性高分子を適当な濃
度の溶液にしたものを塗布、乾燥することにより、必要
な膜厚の親水性高分子層を電極上に形成することができ
る。
を、第２の層および第３の層にPVPをそれぞれ親水性高
分子として用いたが、これらに限定されることなく、ビ
ニルアルコール系、セルロース系、具体的にはヒドロキ
シエチルセルロース、ヒドロキシプロピルセルロース、
メチルセルロース、エチルセルロース、エチルヒドロキ
シエチルセルロース、カルボキシメチルエチルセルロー
スを用いても同様の効果が得られ、さらにはビニルピロ
リドン系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、デンプン系、
無水マレイン酸系、アクリルアミド系、メタクリレート
樹脂などをそれぞれ用いても同様の効果が得られた。こ
れらの吸水性あるいは水溶性の親水性高分子を適当な濃
度の溶液にしたものを塗布、乾燥することにより、必要
な膜厚の親水性高分子層を電極上に形成することができ
る。
上記実施例では電子受容体を分散させるのにレシチン
を用いたが、この他にポリエチレングリコールアルキル
フェニルエーテル、オレイン酸、ポリオキシエチレング
リセリン脂肪酸エステル、シクロデキストリンなど、酵
素活性に影響を与えないものであれば特に制限されるこ
とはない。
を用いたが、この他にポリエチレングリコールアルキル
フェニルエーテル、オレイン酸、ポリオキシエチレング
リセリン脂肪酸エステル、シクロデキストリンなど、酵
素活性に影響を与えないものであれば特に制限されるこ
とはない。
また、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。電極構成材料として
は上記実施例に示したカーボンに限定されることはな
く、白金、金などの貴金属や金属酸化物なども使用でき
る。一方、電子受容体としては、上記実施例に示したフ
ェリシアン化カリウム以外に、ｐ−ベンゾキノン、フェ
ナジンメトサルフェート、フェロセンなども使用でき
る。
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。電極構成材料として
は上記実施例に示したカーボンに限定されることはな
く、白金、金などの貴金属や金属酸化物なども使用でき
る。一方、電子受容体としては、上記実施例に示したフ
ェリシアン化カリウム以外に、ｐ−ベンゾキノン、フェ
ナジンメトサルフェート、フェロセンなども使用でき
る。
さらに、酵素として上記実施例のグルコースオキシダ
ーゼ以外に、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、アルコールセンサ、コレス
テロールセンサなどにも用いることができる。
ーゼ以外に、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、アルコールセンサ、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、乾燥状態に
おいて酸化還元酵素層と電子受容体層を完全に分離する
ことで、センサの保存性をより高めるという効果が得ら
れる。さらに、生体成分に適用した場合などにみられる
電極応答に影響を与えるタンパク等の物質の影響を受け
ることなく、安定でより正確な測定が可能となる。
おいて酸化還元酵素層と電子受容体層を完全に分離する
ことで、センサの保存性をより高めるという効果が得ら
れる。さらに、生体成分に適用した場合などにみられる
電極応答に影響を与えるタンパク等の物質の影響を受け
ることなく、安定でより正確な測定が可能となる。
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図は電極部分の斜視図、第３図はカバー付きバ
イオセンサの分解斜視図である。 １……絶縁性の基板、2,3……リード、４……測定極、
５……対極、６……絶縁層、７……CMC−GOD層、８……
PVP層、９……フェリシアン化カリウム−レシチン層、1
0……スペーサー、11……空間部、12……端開口部、13
……カバー、14……カバー円形穴部。
図、第２図は電極部分の斜視図、第３図はカバー付きバ
イオセンサの分解斜視図である。 １……絶縁性の基板、2,3……リード、４……測定極、
５……対極、６……絶縁層、７……CMC−GOD層、８……
PVP層、９……フェリシアン化カリウム−レシチン層、1
0……スペーサー、11……空間部、12……端開口部、13
……カバー、14……カバー円形穴部。
フロントページの続き (72)発明者 大谷 真由美 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内 (72)発明者 飯島 孝志 大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器 産業株式会社内 (56)参考文献 特開 平１−23153（ＪＰ，Ａ) 特開 平２−62952（ＪＰ，Ａ)
Claims (7)
- 【請求項１】絶縁性の基板上に設けた少くとも測定極と
対極からなる電極系と、前記電極系上に設けた反応層を
具備し、前記反応層が親水性高分子と酸化還元酵素から
なる第１の層と親水性高分子からなる第２の層および電
子受容体を含む第３の層からなることを特徴とするバイ
オセンサ。 - 【請求項２】電子受容体を含む第３の層が少なくとも電
子受容体と親水性高分子からなることを特徴とする請求
項１記載のバイオセンサ。 - 【請求項３】電極系の上に、酵素反応層を内側に含むよ
うにカバーを設置した請求項１または２に記載のバイオ
センサ。 - 【請求項４】親水性高分子がセルロース系、ビニルピロ
リドン系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、ビニルアルコ
ール系、デンプン系、無水マレイン酸系、アクリルアミ
ド系、メタクリレート樹脂から選ばれたものである請求
項１、２または３に記載のバイオセンサ。 - 【請求項５】絶縁性の基板上に、少くとも測定極と対極
からなる電極系を設けた後、前記電極系上に親水性高分
子と酸化還元酵素からなる第１の層を形成し、次に親水
性高分子の有機溶媒溶液を前記第１の層上に展開して親
水性高分子からなる第２の層を形成し、さらに電子受容
体の有機溶媒分散液を第２の層上に展開して電子受容体
を含む第３の層を形成することを特徴とするバイオセン
サの製造法。 - 【請求項６】電子受容体を含む第３の層を展開する際の
溶媒として、第２層を構成する親水性高分子が難溶性も
しくは易溶性を示す溶媒を用いることを特徴とする請求
項５記載のバイオセンサの製造法。 - 【請求項７】親水性高分子を溶解した有機溶媒中に電子
受容体を分散し、これを第２の層上に展開して電子受容
体と親水性高分子を含む第３の層を形成することを特徴
とする請求項５記載のバイオセンサの製造法。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP1274194A JPH0816664B2 (ja) | 1989-04-18 | 1989-10-20 | バイオセンサおよびその製造法 |
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP9821489 | 1989-04-18 | ||
| JP1-98214 | 1989-04-18 | ||
| JP1274194A JPH0816664B2 (ja) | 1989-04-18 | 1989-10-20 | バイオセンサおよびその製造法 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0354447A JPH0354447A (ja) | 1991-03-08 |
| JPH0816664B2 true JPH0816664B2 (ja) | 1996-02-21 |
Family
ID=26439412
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP1274194A Expired - Lifetime JPH0816664B2 (ja) | 1989-04-18 | 1989-10-20 | バイオセンサおよびその製造法 |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0816664B2 (ja) |
Families Citing this family (18)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2702818B2 (ja) * | 1991-03-26 | 1998-01-26 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサおよびその製造法 |
| JP2669497B2 (ja) * | 1994-12-26 | 1997-10-27 | 工業技術院長 | 酵素電極及びその製造方法 |
| JP3498105B2 (ja) * | 1995-04-07 | 2004-02-16 | アークレイ株式会社 | センサ、その製造方法およびセンサを使用する測定方法 |
| EP0987544B1 (en) | 1998-04-02 | 2007-10-17 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Substrate determining method |
| JP3874321B2 (ja) * | 1998-06-11 | 2007-01-31 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JP4670133B2 (ja) * | 2000-09-04 | 2011-04-13 | 東レ株式会社 | 電極方式の検査シートのカバーに用いられる液体展開用シート |
| JP4797300B2 (ja) * | 2000-09-04 | 2011-10-19 | 東レ株式会社 | 液体展開用シート |
| JP4639465B2 (ja) * | 2000-11-30 | 2011-02-23 | パナソニック株式会社 | バイオセンサ |
| EP2388587B1 (en) | 2000-11-30 | 2018-01-10 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Method of quantifying substrate |
| US7267750B2 (en) | 2001-01-17 | 2007-09-11 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | Biosensor |
| JP4913355B2 (ja) * | 2005-03-29 | 2012-04-11 | シーシーアイ株式会社 | バイオセンサ |
| WO2006122553A1 (en) * | 2005-05-17 | 2006-11-23 | Radiometer Medical Aps | Enzyme sensor including a water-containing spacer layer |
| WO2007083693A1 (ja) | 2006-01-23 | 2007-07-26 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | ピロリン酸センサおよびそれを用いたｓｎｐタイピングセンサ |
| WO2007108388A1 (ja) * | 2006-03-17 | 2007-09-27 | Gunze Limited | バイオセンサの製造方法、及びバイオセンサ |
| JP2007333540A (ja) * | 2006-06-14 | 2007-12-27 | Sumitomo Electric Ind Ltd | バイオセンサチップおよびその製造方法 |
| JP4036883B2 (ja) * | 2006-08-31 | 2008-01-23 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| JP5021408B2 (ja) * | 2007-09-26 | 2012-09-05 | 富士フイルム株式会社 | バイオセンサー |
| JP2012211810A (ja) * | 2011-03-31 | 2012-11-01 | Cci Corp | 測定精度を向上させたバイオセンサ |
-
1989
- 1989-10-20 JP JP1274194A patent/JPH0816664B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH0354447A (ja) | 1991-03-08 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP3027306B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造方法 | |
| JP2502635B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2502666B2 (ja) | バイオセンサ及びその製造方法 | |
| JP3375040B2 (ja) | 基質の定量法 | |
| JP3487396B2 (ja) | バイオセンサとその製造方法 | |
| JP3297630B2 (ja) | バイオセンサ | |
| US5120420A (en) | Biosensor and a process for preparation thereof | |
| JP3267936B2 (ja) | バイオセンサ | |
| US6117289A (en) | Cholesterol sensor and method for producing the same | |
| JPH0816664B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JPH02310457A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH01291153A (ja) | バイオセンサ | |
| JP2502665B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3024394B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた測定方法 | |
| JP2502656B2 (ja) | バイオセンサの製造法 | |
| JP3437016B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量方法 | |
| JPH07114705B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2004264247A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH02245650A (ja) | バイオセンサ | |
| JP3333183B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2702818B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JPH02157646A (ja) | バイオセンサ | |
| JPH0288960A (ja) | 酵素センサ用電極および酵素センサ | |
| JP3158762B2 (ja) | フルクトースセンサ | |
| JP3163218B2 (ja) | バイオセンサの製造法 |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080221 Year of fee payment: 12 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090221 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20090221 Year of fee payment: 13 |
|
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100221 Year of fee payment: 14 |
|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20100221 Year of fee payment: 14 |