JPH11344461A - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
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- JPH11344461A JPH11344461A JP10149825A JP14982598A JPH11344461A JP H11344461 A JPH11344461 A JP H11344461A JP 10149825 A JP10149825 A JP 10149825A JP 14982598 A JP14982598 A JP 14982598A JP H11344461 A JPH11344461 A JP H11344461A
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 試料液中の固形成分の影響を受けずにグルコ
ースなどの基質濃度を正確に測定できるバイオセンサを
提供する。 【解決手段】 本発明のバイオセンサは、電気絶縁性の
基板、基板上に形成された作用極と対極を含む電極系、
電極系上に接して配置された酵素を含む反応層および、
反応層上に接して配置され、電極系の外郭形状と略一致
した形状を有するフィルタ層を具備する。
ースなどの基質濃度を正確に測定できるバイオセンサを
提供する。 【解決手段】 本発明のバイオセンサは、電気絶縁性の
基板、基板上に形成された作用極と対極を含む電極系、
電極系上に接して配置された酵素を含む反応層および、
反応層上に接して配置され、電極系の外郭形状と略一致
した形状を有するフィルタ層を具備する。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、血液、尿等の生体
試料、あるいは食品工業における原料、製品などの試料
中に含まれる特定成分を高精度で、迅速かつ簡便にに定
量するためのバイオセンサに関する。
試料、あるいは食品工業における原料、製品などの試料
中に含まれる特定成分を高精度で、迅速かつ簡便にに定
量するためのバイオセンサに関する。
【０００２】
【従来の技術】生体試料や食品中の特定成分（基質）
を、試料液の希釈および撹拌などを行うことなく、簡易
に定量し得るバイオセンサが提案されている。その一例
として、絶縁性基板上にスクリーン印刷などの方法によ
って電極系を形成し、この電極系上に酸化還元酵素およ
び電子受容体を含有する反応層を形成したバイオセンサ
が知られている（特開平３−２０２７６４号公報）。こ
のバイオセンサは、以下のようにして、試料中の基質濃
度を定量する。まず、試料液をバイオセンサの反応層上
に滴下することにより、反応層が溶解し、試料液中の基
質と反応層の酸化還元酵素との間で酵素反応が進行す
る。この酵素反応に伴い、電子受容体が還元される。一
定時間後、センサの電極に電圧を印加して、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定量することが
できる。
を、試料液の希釈および撹拌などを行うことなく、簡易
に定量し得るバイオセンサが提案されている。その一例
として、絶縁性基板上にスクリーン印刷などの方法によ
って電極系を形成し、この電極系上に酸化還元酵素およ
び電子受容体を含有する反応層を形成したバイオセンサ
が知られている（特開平３−２０２７６４号公報）。こ
のバイオセンサは、以下のようにして、試料中の基質濃
度を定量する。まず、試料液をバイオセンサの反応層上
に滴下することにより、反応層が溶解し、試料液中の基
質と反応層の酸化還元酵素との間で酵素反応が進行す
る。この酵素反応に伴い、電子受容体が還元される。一
定時間後、センサの電極に電圧を印加して、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定量することが
できる。
【０００３】上記技術により特定成分を定量する際、試
料液中に固形成分が含まれていると、その影響を受ける
場合がある。例えば、全血を試料液とした場合には、赤
血球の影響を受けることがある。一方、全血から赤血球
を引き止めることを特徴とした、全血から血漿を分離す
る方法が提案されている（特公平７−８５０８３号公
報）。これは、全血を赤血球凝集化物質と接触させ、赤
血球を繊維含有層により保持することによって、全血か
ら血漿を分離するものである。ポリビニルアルコール等
で被覆されたガラス繊維層と、赤血球凝集化物質とによ
って、全血から溶血させることなく血漿を分離すること
を目的としている。この技術は、色の変化を可視的に評
価するかあるいは分光的に評価する手段との組み合わせ
によって、血液成分を分析するものである。有色の赤血
球の存在あるいは溶血は、特定の色を呈するために測定
を有意に妨害するからである。
料液中に固形成分が含まれていると、その影響を受ける
場合がある。例えば、全血を試料液とした場合には、赤
血球の影響を受けることがある。一方、全血から赤血球
を引き止めることを特徴とした、全血から血漿を分離す
る方法が提案されている（特公平７−８５０８３号公
報）。これは、全血を赤血球凝集化物質と接触させ、赤
血球を繊維含有層により保持することによって、全血か
ら血漿を分離するものである。ポリビニルアルコール等
で被覆されたガラス繊維層と、赤血球凝集化物質とによ
って、全血から溶血させることなく血漿を分離すること
を目的としている。この技術は、色の変化を可視的に評
価するかあるいは分光的に評価する手段との組み合わせ
によって、血液成分を分析するものである。有色の赤血
球の存在あるいは溶血は、特定の色を呈するために測定
を有意に妨害するからである。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】従来のバイオセンサに
おいては、全血を試料液とした場合に赤血球の影響を受
けたり、搾りたての果汁を試料液とした場合に果肉の影
響を受けたりすることがある。さらに、従来の全血から
血漿を分離する技術を上記バイオセンサに適用した場合
には、ガラス繊維層が電極系から離れていると、電極系
とガラス繊維層の間に気泡が発生しやすく、この気泡に
よって定量値がばらつく場合がある。また、ガラス繊維
層が電極系と接触しあるいは極めて接近している場合に
は、均質なバイオセンサを大量に作製することが困難な
傾向がある。これは、１回限りの使用を前提としたバイ
オセンサ、すなわち使い捨て型のバイオセンサには不向
きである。
おいては、全血を試料液とした場合に赤血球の影響を受
けたり、搾りたての果汁を試料液とした場合に果肉の影
響を受けたりすることがある。さらに、従来の全血から
血漿を分離する技術を上記バイオセンサに適用した場合
には、ガラス繊維層が電極系から離れていると、電極系
とガラス繊維層の間に気泡が発生しやすく、この気泡に
よって定量値がばらつく場合がある。また、ガラス繊維
層が電極系と接触しあるいは極めて接近している場合に
は、均質なバイオセンサを大量に作製することが困難な
傾向がある。これは、１回限りの使用を前提としたバイ
オセンサ、すなわち使い捨て型のバイオセンサには不向
きである。
【０００５】本発明は、以上に鑑み、試料中に含まれる
基質を、試料中の固形成分の影響を受けずに、高精度
で、迅速かつ容易に定量し得るバイオセンサを提供する
ことを目的とする。
基質を、試料中の固形成分の影響を受けずに、高精度
で、迅速かつ容易に定量し得るバイオセンサを提供する
ことを目的とする。
【０００６】
【課題を解決するための手段】本発明のバイオセンサ
は、電気絶縁性の基板、基板上に形成された作用極およ
び対極を含む電極系、電極系上に接して配置され、第１
の酵素を含む反応層、および反応層上に接して配置さ
れ、電極系の外郭形状と略一致した形状を有するフィル
タ層を具備することを特徴とする。ここで、フィルタ層
は、界面活性剤を含むことが好ましい。また、フィルタ
層は、ガラス繊維を主成分とすることが好ましい。本発
明の別の観点におけるバイオセンサでは、前記フィルタ
層は、第１の酵素とは異なる第２の酵素を含む。
は、電気絶縁性の基板、基板上に形成された作用極およ
び対極を含む電極系、電極系上に接して配置され、第１
の酵素を含む反応層、および反応層上に接して配置さ
れ、電極系の外郭形状と略一致した形状を有するフィル
タ層を具備することを特徴とする。ここで、フィルタ層
は、界面活性剤を含むことが好ましい。また、フィルタ
層は、ガラス繊維を主成分とすることが好ましい。本発
明の別の観点におけるバイオセンサでは、前記フィルタ
層は、第１の酵素とは異なる第２の酵素を含む。
【０００７】
【発明の実施の形態】本発明のバイオセンサの好ましい
実施態様について、図１および図２を用いて説明する。
電気絶縁性の基板１上に、作用極４と対極５とからなる
電極系、前記の各電極に接触するリード２と３、および
絶縁層６を形成する。本発明のバイオセンサは、その精
度をさらに安定させるために、上記作用極４および対極
５に加えて参照極を有する三電極系を基板１上に形成さ
せてよい。上記電極系は、電気絶縁性の基板上に公知の
方法、例えばスクリーン印刷やスパッタ等の手段によっ
て設けることができる。リードおよび電極の材料として
は、公知の導電性材料が使用される。例としては、カー
ボン、銀、白金、金、パラジウム等が挙げられる。
実施態様について、図１および図２を用いて説明する。
電気絶縁性の基板１上に、作用極４と対極５とからなる
電極系、前記の各電極に接触するリード２と３、および
絶縁層６を形成する。本発明のバイオセンサは、その精
度をさらに安定させるために、上記作用極４および対極
５に加えて参照極を有する三電極系を基板１上に形成さ
せてよい。上記電極系は、電気絶縁性の基板上に公知の
方法、例えばスクリーン印刷やスパッタ等の手段によっ
て設けることができる。リードおよび電極の材料として
は、公知の導電性材料が使用される。例としては、カー
ボン、銀、白金、金、パラジウム等が挙げられる。
【０００８】反応層は、以下のようにして上記電極系上
に配置される。電極系上に第１の酵素の水溶液を滴下
し、乾燥する。本発明のバイオセンサはまた、第１の酵
素と親水性高分子の混合水溶液を滴下し、乾燥して反応
層７を形成することもできる。この場合、電極系表面へ
の反応層７の密着性を高めることができる。このような
親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロース、
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、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコ
ール、ポリリジンなどのポリアミノ酸、ポリスチレンス
ルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸
およびその塩、ポリメタアクリル酸およびその塩、スタ
ーチおよびその誘導体、無水マレイン酸またはその塩の
重合体が挙げられる。特に、カルボキシメチルセルロー
スが好適に用いられる。
に配置される。電極系上に第１の酵素の水溶液を滴下
し、乾燥する。本発明のバイオセンサはまた、第１の酵
素と親水性高分子の混合水溶液を滴下し、乾燥して反応
層７を形成することもできる。この場合、電極系表面へ
の反応層７の密着性を高めることができる。このような
親水性高分子としては、カルボキシメチルセルロース、
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、ポリビニルピロリドン、ポリビニルアルコ
ール、ポリリジンなどのポリアミノ酸、ポリスチレンス
ルホン酸、ゼラチンおよびその誘導体、ポリアクリル酸
およびその塩、ポリメタアクリル酸およびその塩、スタ
ーチおよびその誘導体、無水マレイン酸またはその塩の
重合体が挙げられる。特に、カルボキシメチルセルロー
スが好適に用いられる。
【０００９】さらに本発明のバイオセンサは、必要に応
じて反応層中へ電子受容体を含有させる。電子受容体と
しては、フェリシアンイオン、ｐ−ベンゾキノンおよび
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、フェロセンおよびその誘導体などが挙げられる。
電子受容体は、これらの１種またはそれ以上が用いられ
る。次に、上記電極系の外郭形状と略一致した形状を有
するフィルタ層１２を、上記反応層７上に接して配置す
る。フィルタ層１２の固定は、反応層７上へ軽く圧着さ
せても良いが、図１に示したスペーサ８およびカバー９
を用いるとさらに効果的である。フィルタ層１２には、
ガラス繊維、セルロース繊維、その他高分子化合物を主
とする繊維材料をフリース様あるいはフェルト様に積層
したものを用いることができる。特にガラス繊維が好ま
しい。
じて反応層中へ電子受容体を含有させる。電子受容体と
しては、フェリシアンイオン、ｐ−ベンゾキノンおよび
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、フェロセンおよびその誘導体などが挙げられる。
電子受容体は、これらの１種またはそれ以上が用いられ
る。次に、上記電極系の外郭形状と略一致した形状を有
するフィルタ層１２を、上記反応層７上に接して配置す
る。フィルタ層１２の固定は、反応層７上へ軽く圧着さ
せても良いが、図１に示したスペーサ８およびカバー９
を用いるとさらに効果的である。フィルタ層１２には、
ガラス繊維、セルロース繊維、その他高分子化合物を主
とする繊維材料をフリース様あるいはフェルト様に積層
したものを用いることができる。特にガラス繊維が好ま
しい。
【００１０】本発明者らは、種々検討の結果、電極系の
外郭形状と略一致した形状を有するフィルタ層１２を反
応層７上へ接して配置することにより、正確な基質濃度
を測定できることを見いだした。電極系上の外郭形状と
は異なる形状のフィルタ層を用いた場合には、理由は明
らかではないが、定量値のばらつきが大きくなる。ま
た、フィルタ層を反応層７上から離れた位置に配置した
場合には、電極系とフィルタ層間に生成する気泡の影響
がその一因と思われる定量値のばらつきが認められた。
さらに、フィルタ層１２には、界面活性剤を含有し得
る。この場合、試料液のフィルタ層通過をより円滑に進
めることができる。全血を試料液とした場合は、ある程
度の溶血は認められるが、電極系を用いた定量に際して
は、大きな影響は認められない。界面活性剤としては、
ｎ−オクチル−β−Ｄ−チオグルコシド、ポリエチレン
グリコールモノドデシルエーテル、コール酸ナトリウ
ム、ドデシル−β−マルトシド、デオキシコール酸ナト
リウム、タウロデオキシコール酸ナトリウム、等から選
択することができる。
外郭形状と略一致した形状を有するフィルタ層１２を反
応層７上へ接して配置することにより、正確な基質濃度
を測定できることを見いだした。電極系上の外郭形状と
は異なる形状のフィルタ層を用いた場合には、理由は明
らかではないが、定量値のばらつきが大きくなる。ま
た、フィルタ層を反応層７上から離れた位置に配置した
場合には、電極系とフィルタ層間に生成する気泡の影響
がその一因と思われる定量値のばらつきが認められた。
さらに、フィルタ層１２には、界面活性剤を含有し得
る。この場合、試料液のフィルタ層通過をより円滑に進
めることができる。全血を試料液とした場合は、ある程
度の溶血は認められるが、電極系を用いた定量に際して
は、大きな影響は認められない。界面活性剤としては、
ｎ−オクチル−β−Ｄ−チオグルコシド、ポリエチレン
グリコールモノドデシルエーテル、コール酸ナトリウ
ム、ドデシル−β−マルトシド、デオキシコール酸ナト
リウム、タウロデオキシコール酸ナトリウム、等から選
択することができる。
【００１１】電気絶縁性の基板１、スリット１０を有す
るスペーサ８、およびカバー９を組み合わせることによ
って、スリット１０の部分に、電極系に試料液を供給す
る試料液供給路を構成する空間部を設けることができ
る。スペーサ８は、フィルタ層１２の形状に見合う切り
欠き部１０ａを有する。カバー９は、孔１１を有する。
スペーサの開口部１０ｂから試料液を供給する際には、
孔１１が空気排出口として作用する。スペーサ８および
カバー９を設けない場合には、試料液はフィルタ層１２
の上部より供給すればよい。さらに、フィルタ層１２に
は第１の酵素とは異なる第２の酵素を含有し得る。第１
の酵素と第２の酵素の組み合わせとしては、第１の酵素
としてコレステロールオキシダーゼを用い、第２の酵素
としてコレステロールエステラーゼを用いた組み合わせ
などがある。この組み合わせによると、総コレステロー
ルを定量可能なバイオセンサが得られる。
るスペーサ８、およびカバー９を組み合わせることによ
って、スリット１０の部分に、電極系に試料液を供給す
る試料液供給路を構成する空間部を設けることができ
る。スペーサ８は、フィルタ層１２の形状に見合う切り
欠き部１０ａを有する。カバー９は、孔１１を有する。
スペーサの開口部１０ｂから試料液を供給する際には、
孔１１が空気排出口として作用する。スペーサ８および
カバー９を設けない場合には、試料液はフィルタ層１２
の上部より供給すればよい。さらに、フィルタ層１２に
は第１の酵素とは異なる第２の酵素を含有し得る。第１
の酵素と第２の酵素の組み合わせとしては、第１の酵素
としてコレステロールオキシダーゼを用い、第２の酵素
としてコレステロールエステラーゼを用いた組み合わせ
などがある。この組み合わせによると、総コレステロー
ルを定量可能なバイオセンサが得られる。
【００１２】本発明のバイオセンサの動作について、以
下に説明する。特定成分（基質）を含有する試料液を、
本発明のバイオセンサの反応層に供給すると、試料液中
の基質は、反応層中の酵素と選択的に反応する。酵素と
して酸化還元酵素を用いると、基質の酸化反応が進行
し、これと同時に、試料液内の溶存酸素は過酸化水素に
還元される。この後に、電極系に適当な電圧を印加する
と、過酸化水素が酸化される。この時生じる応答電流
は、生成した過酸化水素濃度、すなわち試料液内の基質
濃度に比例するので、その応答電流値を測定することに
より、試料液中の基質濃度が求められる。反応層にあら
かじめ適当な電子受容体を含有させると、上記過酸化水
素が生成する代わりに、酵素反応と同時に電子受容体の
還元体を生成する。この後に、電極系に適当な電圧を印
加すると、電子受容体の還元体が酸化される。この時生
じる応答電流は、生成した電子受容体の還元体濃度、す
なわち試料液内の基質濃度に比例するので、その応答電
流値を測定することにより、試料液中の基質濃度が求め
られる。
下に説明する。特定成分（基質）を含有する試料液を、
本発明のバイオセンサの反応層に供給すると、試料液中
の基質は、反応層中の酵素と選択的に反応する。酵素と
して酸化還元酵素を用いると、基質の酸化反応が進行
し、これと同時に、試料液内の溶存酸素は過酸化水素に
還元される。この後に、電極系に適当な電圧を印加する
と、過酸化水素が酸化される。この時生じる応答電流
は、生成した過酸化水素濃度、すなわち試料液内の基質
濃度に比例するので、その応答電流値を測定することに
より、試料液中の基質濃度が求められる。反応層にあら
かじめ適当な電子受容体を含有させると、上記過酸化水
素が生成する代わりに、酵素反応と同時に電子受容体の
還元体を生成する。この後に、電極系に適当な電圧を印
加すると、電子受容体の還元体が酸化される。この時生
じる応答電流は、生成した電子受容体の還元体濃度、す
なわち試料液内の基質濃度に比例するので、その応答電
流値を測定することにより、試料液中の基質濃度が求め
られる。
【００１３】
【実施例】以下、本発明のバイオセンサを実施例に基づ
いて具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例に限
定されるものではない。なお、各実施例の説明に用いら
れる図面において、共通する要素には同一番号を付け、
必要に応じて一部説明を省略する。図１は、本発明によ
るバイオセンサの分解斜視図である。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１上に、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
している。次いで、樹脂バインダーを含む導電性カーボ
ンペーストを基板１上に印刷して作用極４を形成してい
る。この作用極４は、リード２と接触している。さら
に、この基板１上に、電気絶縁性ペーストを印刷して絶
縁層６を形成している。絶縁層６は、作用極４の外周部
を覆っており、これにより作用極４の露出部分の面積を
一定に保っている。そして、樹脂バインダーを含む導電
性カーボンペーストをリード３と接触するように基板１
上に印刷してリング状の対極５を形成している。図２
は、本発明によるバイオセンサの縦断面図である。図１
のようにして電極系を形成した電気絶縁性の基板１上
に、第１の酵素を含む反応層７を形成してある。さら
に、反応層７上に接してフィルタ層１２を形成してあ
る。フィルタ層１２は、電極系の対極５の外郭形状と略
一致しており、スペーサ８は、フィルタ層１２の外郭形
状に部分的に略一致した切り欠き部を有する。
いて具体的に説明するが、本発明はこれらの実施例に限
定されるものではない。なお、各実施例の説明に用いら
れる図面において、共通する要素には同一番号を付け、
必要に応じて一部説明を省略する。図１は、本発明によ
るバイオセンサの分解斜視図である。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１上に、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
している。次いで、樹脂バインダーを含む導電性カーボ
ンペーストを基板１上に印刷して作用極４を形成してい
る。この作用極４は、リード２と接触している。さら
に、この基板１上に、電気絶縁性ペーストを印刷して絶
縁層６を形成している。絶縁層６は、作用極４の外周部
を覆っており、これにより作用極４の露出部分の面積を
一定に保っている。そして、樹脂バインダーを含む導電
性カーボンペーストをリード３と接触するように基板１
上に印刷してリング状の対極５を形成している。図２
は、本発明によるバイオセンサの縦断面図である。図１
のようにして電極系を形成した電気絶縁性の基板１上
に、第１の酵素を含む反応層７を形成してある。さら
に、反応層７上に接してフィルタ層１２を形成してあ
る。フィルタ層１２は、電極系の対極５の外郭形状と略
一致しており、スペーサ８は、フィルタ層１２の外郭形
状に部分的に略一致した切り欠き部を有する。
【００１４】《実施例１》図１の基板１の電極系上に、
グルコ−スオキシダーゼ（以下、ＧＯＤと略す。）とフ
ェリシアン化カリウムと親水性高分子を含む水溶液を滴
下し、乾燥させて反応層７を形成した。この場合、親水
性高分子としてはカルボキシメチルセルロース（以下、
ＣＭＣと略す。）を用いた。反応層７の形状は、電極系
の対極５の外郭形状に略一致した。次に、反応層７上に
接して、ガラス繊維を主成分とするフィルタ層１２を設
置した。フィルタ層１２の形状は、電極系の対極５の外
郭形状に略一致した円形のものを用い、反応層７の全面
を覆うように位置決めした。さらに、スペーサ８および
カバー９を、電気絶縁性の基板１上に接着して、バイオ
センサを作製した。
グルコ−スオキシダーゼ（以下、ＧＯＤと略す。）とフ
ェリシアン化カリウムと親水性高分子を含む水溶液を滴
下し、乾燥させて反応層７を形成した。この場合、親水
性高分子としてはカルボキシメチルセルロース（以下、
ＣＭＣと略す。）を用いた。反応層７の形状は、電極系
の対極５の外郭形状に略一致した。次に、反応層７上に
接して、ガラス繊維を主成分とするフィルタ層１２を設
置した。フィルタ層１２の形状は、電極系の対極５の外
郭形状に略一致した円形のものを用い、反応層７の全面
を覆うように位置決めした。さらに、スペーサ８および
カバー９を、電気絶縁性の基板１上に接着して、バイオ
センサを作製した。
【００１５】次に、スペーサ８の開口部１０ｂを通して
全血をセンサへ供給した。全血はフィルタ層１２を通る
際に赤血球が濾過され、血漿成分が反応層７へ到達し
た。反応層７は血漿に溶解し、血漿中のグルコ−スは、
グルコ−スオキシダーゼにより酸化される。そして、こ
れと同時に反応層中のフェリシアンイオンが還元され、
フェロシアンイオンが生成する。全血の供給から１分後
に、対極５に対して作用極４に＋０．５Ｖの電圧を印加
してフェロシアンイオンを酸化した。そして、電圧印加
から５秒後に、作用極と対極間に流れる電流値を測定し
た。この電流値は、生成したフェロシアンイオンの濃
度、すなわち全血中のグルコ−ス濃度に比例するので、
この電流値を測定することにより、全血中のグルコース
濃度を求めることができる。試料液として、赤血球含有
比率の異なる数種類の全血について、そのグルコース濃
度を定量した結果、得られた応答電流値と各試料液中の
グルコース濃度との間には、一定の相関性があり、赤血
球含有比率による著しい影響は認められなかった。
全血をセンサへ供給した。全血はフィルタ層１２を通る
際に赤血球が濾過され、血漿成分が反応層７へ到達し
た。反応層７は血漿に溶解し、血漿中のグルコ−スは、
グルコ−スオキシダーゼにより酸化される。そして、こ
れと同時に反応層中のフェリシアンイオンが還元され、
フェロシアンイオンが生成する。全血の供給から１分後
に、対極５に対して作用極４に＋０．５Ｖの電圧を印加
してフェロシアンイオンを酸化した。そして、電圧印加
から５秒後に、作用極と対極間に流れる電流値を測定し
た。この電流値は、生成したフェロシアンイオンの濃
度、すなわち全血中のグルコ−ス濃度に比例するので、
この電流値を測定することにより、全血中のグルコース
濃度を求めることができる。試料液として、赤血球含有
比率の異なる数種類の全血について、そのグルコース濃
度を定量した結果、得られた応答電流値と各試料液中の
グルコース濃度との間には、一定の相関性があり、赤血
球含有比率による著しい影響は認められなかった。
【００１６】《比較例１》フィルタ層１２を除去した他
は、実施例１と同様にして作製したバイオセンサを用い
て、実施例１と同じ試料に対する応答電流値を測定し
た。その結果、赤血球含有比率が高い方で、応答電流値
が低くなる傾向を示した。
は、実施例１と同様にして作製したバイオセンサを用い
て、実施例１と同じ試料に対する応答電流値を測定し
た。その結果、赤血球含有比率が高い方で、応答電流値
が低くなる傾向を示した。
【００１７】《実施例２》ＧＯＤの代わりに乳酸酸化酵
素として乳酸オキシダーゼを用いた他は、実施例１と同
様にしてバイオセンサを作製し、全血中の乳酸定量を試
みた。実施例１と同様に、赤血球含有比率による著しい
影響を受けない乳酸定量が可能であった。
素として乳酸オキシダーゼを用いた他は、実施例１と同
様にしてバイオセンサを作製し、全血中の乳酸定量を試
みた。実施例１と同様に、赤血球含有比率による著しい
影響を受けない乳酸定量が可能であった。
【００１８】《実施例３》ＧＯＤの代わりにフルクトー
ス酸化酵素としてフルクトースデヒドロゲナーゼを用い
た他は、実施例１と同様にしてバイオセンサを作製し、
果肉を含む果汁中のフルクトース定量を試みた。果汁中
に含まれる果肉の量を変えて定量した結果、果肉量によ
る著しい影響は認められなかった。
ス酸化酵素としてフルクトースデヒドロゲナーゼを用い
た他は、実施例１と同様にしてバイオセンサを作製し、
果肉を含む果汁中のフルクトース定量を試みた。果汁中
に含まれる果肉の量を変えて定量した結果、果肉量によ
る著しい影響は認められなかった。
【００１９】《実施例４》フィルタ層１２にあらかじ
め、界面活性剤としてｎ−オクチル−β−Ｄ−チオグル
コシドの水溶液を滴下し、乾燥して界面活性剤を含有さ
せた以外は、実施例１と同様にしてバイオセンサを作製
した。実施例１と同様にして全血中のグルコ−ス定量を
実施したところ、界面活性剤を含有させない構成と比べ
て、定量に要する時間を短縮させることができた。
め、界面活性剤としてｎ−オクチル−β−Ｄ−チオグル
コシドの水溶液を滴下し、乾燥して界面活性剤を含有さ
せた以外は、実施例１と同様にしてバイオセンサを作製
した。実施例１と同様にして全血中のグルコ−ス定量を
実施したところ、界面活性剤を含有させない構成と比べ
て、定量に要する時間を短縮させることができた。
【００２０】《実施例５》図１の基板１の電極系上に、
コレステロール酸化酵素としてコレステロールオキシダ
ーゼ（以下、ＣｈＯＤと略す。）とフェリシアン化カリ
ウムとＣＭＣを含む水溶液を滴下し、乾燥させて反応層
７を形成した。反応層７の形状は、電極系の対極５の外
郭形状に略一致した。次に、反応層７上に接して、ガラ
ス繊維を主成分とするフィルタ層１２を設置した。フィ
ルタ層１２にはあらかじめ、第２の酵素としてのコレス
テロールエステラーゼと界面活性剤としてのコール酸ナ
トリウムを含む水溶液を滴下し、乾燥させることによ
り、コレステロールエステラーゼと界面活性剤を含ませ
ておいた。フィルタ層１２の形状は、電極系の対極５の
外郭形状に略一致したものを用い、反応層７の全面を覆
うように位置決めした。さらに、スペーサ８およびカバ
ー９を、電気絶縁性の基板１上に接着して、バイオセン
サを作製した。
コレステロール酸化酵素としてコレステロールオキシダ
ーゼ（以下、ＣｈＯＤと略す。）とフェリシアン化カリ
ウムとＣＭＣを含む水溶液を滴下し、乾燥させて反応層
７を形成した。反応層７の形状は、電極系の対極５の外
郭形状に略一致した。次に、反応層７上に接して、ガラ
ス繊維を主成分とするフィルタ層１２を設置した。フィ
ルタ層１２にはあらかじめ、第２の酵素としてのコレス
テロールエステラーゼと界面活性剤としてのコール酸ナ
トリウムを含む水溶液を滴下し、乾燥させることによ
り、コレステロールエステラーゼと界面活性剤を含ませ
ておいた。フィルタ層１２の形状は、電極系の対極５の
外郭形状に略一致したものを用い、反応層７の全面を覆
うように位置決めした。さらに、スペーサ８およびカバ
ー９を、電気絶縁性の基板１上に接着して、バイオセン
サを作製した。
【００２１】次に、スペーサ８の開口部１０ｂを通して
全血をセンサへ供給した。全血がフィルタ層１２を通る
際には、赤血球が濾過されると共に、全血中のエステル
型コレステロールがコレステロールエステラーゼによっ
て触媒反応を受けてフリー型コレステロールが生成し
た。上記触媒反応によって生成したフリー型コレステロ
ールと、初めから全血中に存在したフリー型コレステロ
ールを含む血漿成分が反応層７へ到達した。反応層７は
血漿に溶解し、血漿中のフリー型コレステロールは、コ
レステロールオキシダーゼにより酸化される。そして、
これと同時に反応層中のフェリシアンイオンが還元さ
れ、フェロシアンイオンが生成する。全血の供給から３
分後に、対極５に対して作用極４に＋０．５Ｖの電圧を
印加してフェロシアンイオンを酸化した。そして、電圧
印加から５秒後に、作用極と対極間に流れる電流値を測
定した。この電流値は、生成したフェロシアンイオンの
濃度、すなわち全血中のエステル型コレステロールとフ
リー型コレステロールの両者（以後、総コレステロール
と略す。）の濃度に比例するので、この電流値を測定す
ることにより、全血中の総コレステロール濃度を求める
ことができる。
全血をセンサへ供給した。全血がフィルタ層１２を通る
際には、赤血球が濾過されると共に、全血中のエステル
型コレステロールがコレステロールエステラーゼによっ
て触媒反応を受けてフリー型コレステロールが生成し
た。上記触媒反応によって生成したフリー型コレステロ
ールと、初めから全血中に存在したフリー型コレステロ
ールを含む血漿成分が反応層７へ到達した。反応層７は
血漿に溶解し、血漿中のフリー型コレステロールは、コ
レステロールオキシダーゼにより酸化される。そして、
これと同時に反応層中のフェリシアンイオンが還元さ
れ、フェロシアンイオンが生成する。全血の供給から３
分後に、対極５に対して作用極４に＋０．５Ｖの電圧を
印加してフェロシアンイオンを酸化した。そして、電圧
印加から５秒後に、作用極と対極間に流れる電流値を測
定した。この電流値は、生成したフェロシアンイオンの
濃度、すなわち全血中のエステル型コレステロールとフ
リー型コレステロールの両者（以後、総コレステロール
と略す。）の濃度に比例するので、この電流値を測定す
ることにより、全血中の総コレステロール濃度を求める
ことができる。
【００２２】
【発明の効果】以上のように本発明によれば、血液、尿
等の生体試料、食品工業における原料や製品などの試料
中に含まれる基質（特定成分）を高精度で、迅速かつ容
易に定量し得るバイオセンサを得ることがでぎる。
等の生体試料、食品工業における原料や製品などの試料
中に含まれる基質（特定成分）を高精度で、迅速かつ容
易に定量し得るバイオセンサを得ることがでぎる。
【図１】本発明の一実施例におけるバイオセンサの分解
斜視図である。
斜視図である。
【図２】同バイオセンサの縦断面図である。
１ 電気絶縁性の基板 ２、３ リード ４ 作用極 ５ 対極 ６ 絶縁層 ７ 反応層 ８ スペーサ ９ カバー １０ スリット １１ 空気孔 １２ フィルタ層
Claims (7)
- 【請求項１】 電気絶縁性の基板、前記基板上に形成さ
れた作用極および対極を含む電極系、前記電極系上に接
して配置され、第１の酵素を含む反応層、および前記反
応層上に接して配置され、前記電極系の外郭形状と略一
致した形状を有するフィルタ層を具備することを特徴と
するバイオセンサ。 - 【請求項２】 第１の酵素が、グルコ−ス酸化酵素、乳
酸酸化酵素、およびフルクトース酸化酵素からなる群よ
り選ばれる請求項１に記載のバイオセンサ。 - 【請求項３】 フィルタ層が界面活性剤を含む請求項１
または２に記載のバイオセンサ。 - 【請求項４】 フィルタ層が、第１の酵素とは異なる第
２の酵素を含む請求項１または３に記載のバイオセンサ - 【請求項５】 第１の酵素がコレステロール酸化酵素で
あり、第２の酵素がコレステロールエステラーゼである
請求項４に記載のバイオセンサ。 - 【請求項６】 フィルタ層が、ガラス繊維を主成分とし
てなる請求項１〜５のいずれかに記載のバイオセンサ。 - 【請求項７】 反応層が電子受容体を含む請求項１〜６
のいずれかに記載のバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14982598A JP3487410B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP14982598A JP3487410B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH11344461A true JPH11344461A (ja) | 1999-12-14 |
| JP3487410B2 JP3487410B2 (ja) | 2004-01-19 |
Family
ID=15483520
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP14982598A Expired - Fee Related JP3487410B2 (ja) | 1998-05-29 | 1998-05-29 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP3487410B2 (ja) |
Cited By (10)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
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| WO2004102176A1 (ja) | 2003-05-15 | 2004-11-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | センサ |
| EP1314978A4 (en) * | 2000-07-31 | 2005-06-22 | Matsushita Electric Industrial Co Ltd | BIOSENSOR |
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| US7063775B2 (en) | 2000-05-16 | 2006-06-20 | Arkray, Inc. | Biosensor and method for manufacturing the same |
| JP2008045995A (ja) * | 2006-08-16 | 2008-02-28 | Nec Corp | 試料分析ユニットおよびシステム |
| EP1256798A4 (en) * | 2000-11-30 | 2009-05-20 | Panasonic Corp | BIOSENSOR, MEASUREMENT INSTRUMENT FOR BIOSENSORS AND METHOD FOR QUANTIFYING SUBSTRATES |
| WO2011078257A1 (ja) * | 2009-12-24 | 2011-06-30 | ニプロ株式会社 | バイオセンサ |
| WO2011108576A1 (ja) * | 2010-03-03 | 2011-09-09 | 日本化薬株式会社 | 検出デバイス |
| WO2012140888A1 (ja) * | 2011-04-12 | 2012-10-18 | パナソニック株式会社 | バイオセンサおよびそれを用いた測定装置 |
-
1998
- 1998-05-29 JP JP14982598A patent/JP3487410B2/ja not_active Expired - Fee Related
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| US9797858B2 (en) | 2000-11-30 | 2017-10-24 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Biosensor, measuring instrument for biosensor, and method of quantifying substrate |
| US8771487B2 (en) | 2000-11-30 | 2014-07-08 | Panasonic Corporation | Biosensor, measuring instrument for biosensor, and method of quantifying substrate |
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| US8668820B2 (en) | 2000-11-30 | 2014-03-11 | Panasonic Corporation | Method of measuring quantity of substrate |
| US7850839B2 (en) | 2000-11-30 | 2010-12-14 | Panasonic Corporation | Biosensor, measuring instrument for biosensor, and method of quantifying substrate |
| US8298400B2 (en) | 2000-11-30 | 2012-10-30 | Panasonic Corporation | Method of measuring quantity of substrate |
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| EP1318396A4 (en) * | 2001-05-22 | 2006-05-24 | Matsushita Electric Industrial Co Ltd | BIOSENSOR |
| EP1596190A4 (en) * | 2003-05-15 | 2010-07-07 | Panasonic Corp | SENSOR |
| WO2004102176A1 (ja) | 2003-05-15 | 2004-11-25 | Matsushita Electric Industrial Co., Ltd. | センサ |
| JP2008045995A (ja) * | 2006-08-16 | 2008-02-28 | Nec Corp | 試料分析ユニットおよびシステム |
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| WO2011078257A1 (ja) * | 2009-12-24 | 2011-06-30 | ニプロ株式会社 | バイオセンサ |
| WO2011108576A1 (ja) * | 2010-03-03 | 2011-09-09 | 日本化薬株式会社 | 検出デバイス |
| US8999124B2 (en) | 2010-03-03 | 2015-04-07 | Nippon Kayaku Kabushiki Kaisha | Detection device |
| JP5840120B2 (ja) * | 2010-03-03 | 2016-01-06 | 日本化薬株式会社 | 検出デバイス |
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| JP5663774B2 (ja) * | 2011-04-12 | 2015-02-04 | パナソニックヘルスケアホールディングス株式会社 | バイオセンサおよびそれを用いた測定装置 |
| US9903829B2 (en) | 2011-04-12 | 2018-02-27 | Panasonic Healthcare Holdings Co., Ltd. | Biosensor and measuring device using same |
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| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP3487410B2 (ja) | 2004-01-19 |
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