JP2003270197A - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
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- JP2003270197A JP2003270197A JP2002066650A JP2002066650A JP2003270197A JP 2003270197 A JP2003270197 A JP 2003270197A JP 2002066650 A JP2002066650 A JP 2002066650A JP 2002066650 A JP2002066650 A JP 2002066650A JP 2003270197 A JP2003270197 A JP 2003270197A
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- electrode
- reagent layer
- electrode system
- coenzyme
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Abstract
(57)【要約】
【課題】 迅速、簡便かつ高精度に試料液の成分を測定
可能なバイオセンサを提供する。 【解決手段】 絶縁性の基板上に形成された少なくとも
測定極および対極を含む電極系、並びに少なくともニコ
チンアミドジヌクレオチド依存型酵素および補酵素を含
む試薬層を具備するバイオセンサであって、前記補酵素
がニコチンアミドジヌクレオチドまたはニコチンアミド
アデニンジヌクレオチドリン酸であり、電極系の近傍
で、かつ電極系と隔離されている。
可能なバイオセンサを提供する。 【解決手段】 絶縁性の基板上に形成された少なくとも
測定極および対極を含む電極系、並びに少なくともニコ
チンアミドジヌクレオチド依存型酵素および補酵素を含
む試薬層を具備するバイオセンサであって、前記補酵素
がニコチンアミドジヌクレオチドまたはニコチンアミド
アデニンジヌクレオチドリン酸であり、電極系の近傍
で、かつ電極系と隔離されている。
Description
【０００１】
【発明の属する技術分野】本発明は、試料液中の特性成
分を迅速かつ簡便に定量するためのバイオセンサに関す
る。
分を迅速かつ簡便に定量するためのバイオセンサに関す
る。
【０００２】
【従来の技術】近年、酵素の有する特異的触媒作用を利
用し、試料液中の特定成分を定量分析する種々の手法が
開発されている。ニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ド（以下、ＮＡＤで表す）依存型酵素を用いて試料液中
のアルコールを定量する用品の一例として、Ｆ−キット
の名で販売されているものがある（ロッシュ・ダイアグ
ノステックス（株））。これは、アルコールを含む試料
液を、ＮＡＤ依存型酵素のアルコールデヒドロゲナーゼ
（以下、ＡＤＨで表す）およびＮＡＤの混合懸濁液と反
応させ、３４０ｎｍにおける吸光度を測定し、その吸光
度変化より試料液中のアルコール濃度を算出するもので
ある。この定量法の原理は、次のとおりである。試料液
中のアルコールとＮＡＤがＡＤＨの触媒作用によって反
応し、アセトアルデヒドと還元型ニコチンアミドアデニ
ンジヌクレオチド（以下、ＮＡＤＨで表す）が生成す
る。３４０ｎｍはＮＡＤＨの吸光度ピークであり、３４
０ｎｍの吸光度の増加が生成したＮＡＤＨ濃度、つまり
反応したアルコール濃度と相関があり、アルコール濃度
を算出することができる。
用し、試料液中の特定成分を定量分析する種々の手法が
開発されている。ニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ド（以下、ＮＡＤで表す）依存型酵素を用いて試料液中
のアルコールを定量する用品の一例として、Ｆ−キット
の名で販売されているものがある（ロッシュ・ダイアグ
ノステックス（株））。これは、アルコールを含む試料
液を、ＮＡＤ依存型酵素のアルコールデヒドロゲナーゼ
（以下、ＡＤＨで表す）およびＮＡＤの混合懸濁液と反
応させ、３４０ｎｍにおける吸光度を測定し、その吸光
度変化より試料液中のアルコール濃度を算出するもので
ある。この定量法の原理は、次のとおりである。試料液
中のアルコールとＮＡＤがＡＤＨの触媒作用によって反
応し、アセトアルデヒドと還元型ニコチンアミドアデニ
ンジヌクレオチド（以下、ＮＡＤＨで表す）が生成す
る。３４０ｎｍはＮＡＤＨの吸光度ピークであり、３４
０ｎｍの吸光度の増加が生成したＮＡＤＨ濃度、つまり
反応したアルコール濃度と相関があり、アルコール濃度
を算出することができる。
【０００３】しかしながら、上記のような吸光度を利用
した定量法は、あらかじめ試料液を希釈、ろ過するなど
の前処理が必要であり、測定には１回あたり３０分近く
を要する。そこで、高精度で迅速、かつ前処理が不要で
簡便に測定可能な技術として、使い捨て型の電気化学バ
イオセンサが各種開発されてきた（特許第２５１７１５
３号公報など）。ＮＡＤ依存型酵素の反応は、ＮＡＤあ
るいはニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸
（以下、ＮＡＤＰで表す）を補酵素とし、その存在下で
ＮＡＤとＮＡＤＨまたはＮＡＤＰと還元型ニコチンアミ
ドアデニンジヌクレオチドリン酸（以下、ＮＡＤＰＨで
表す）の酸化還元反応を伴うため、電気化学バイオセン
サに応用可能である。ＮＡＤ依存型酵素は広く自然界に
存在し、基質となる成分も多岐にわたるため、あらゆる
成分に対応したバイオセンサの構築が可能となる。その
検討過程において、発明者らは補酵素であるＮＡＤおよ
びＮＡＤＰを一旦水に溶かし、乾燥させて作製した膜あ
るいは層は、平滑で、かつ光沢のあるガラス状になると
いう特性を有することを見いだした。ガラス状の膜ある
いは層は、クラックが生じやすく、試料液を導入した際
には試料液に気泡を生じさせる。この気泡が電極に接す
ると、電極の有効面積が低下し、応答電流値が低下する
という問題が生じる。さらに、発明者らは、これらの補
酵素がカーボンペーストからなる電極に対して、物理的
な劣化を促すことを見出した。すなわち、補酵素を含む
試薬層を電極と接触する位置に形成した場合、カーボン
粉末とバインダーからなる電極が物理的に劣化し、僅か
な衝撃で簡単に剥離するという問題が生じる。
した定量法は、あらかじめ試料液を希釈、ろ過するなど
の前処理が必要であり、測定には１回あたり３０分近く
を要する。そこで、高精度で迅速、かつ前処理が不要で
簡便に測定可能な技術として、使い捨て型の電気化学バ
イオセンサが各種開発されてきた（特許第２５１７１５
３号公報など）。ＮＡＤ依存型酵素の反応は、ＮＡＤあ
るいはニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸
（以下、ＮＡＤＰで表す）を補酵素とし、その存在下で
ＮＡＤとＮＡＤＨまたはＮＡＤＰと還元型ニコチンアミ
ドアデニンジヌクレオチドリン酸（以下、ＮＡＤＰＨで
表す）の酸化還元反応を伴うため、電気化学バイオセン
サに応用可能である。ＮＡＤ依存型酵素は広く自然界に
存在し、基質となる成分も多岐にわたるため、あらゆる
成分に対応したバイオセンサの構築が可能となる。その
検討過程において、発明者らは補酵素であるＮＡＤおよ
びＮＡＤＰを一旦水に溶かし、乾燥させて作製した膜あ
るいは層は、平滑で、かつ光沢のあるガラス状になると
いう特性を有することを見いだした。ガラス状の膜ある
いは層は、クラックが生じやすく、試料液を導入した際
には試料液に気泡を生じさせる。この気泡が電極に接す
ると、電極の有効面積が低下し、応答電流値が低下する
という問題が生じる。さらに、発明者らは、これらの補
酵素がカーボンペーストからなる電極に対して、物理的
な劣化を促すことを見出した。すなわち、補酵素を含む
試薬層を電極と接触する位置に形成した場合、カーボン
粉末とバインダーからなる電極が物理的に劣化し、僅か
な衝撃で簡単に剥離するという問題が生じる。
【０００４】
【発明が解決しようとする課題】上記のような従来の酵
素による定量方法では、１回の測定に３０分ほど要する
など迅速性に欠け、また濾過や遠心分離といった試料液
の前処理も必要であり、操作が煩雑であった。また、従
来の酵素による定量方法の課題を解決するために構築し
た電気化学バイオセンサにおいては、補酵素を含む層が
平滑でかつ光沢のあるガラス状になりクラックを発生す
るため、そこに試料液が導入されると気泡が発生すとい
う問題があった。さらに、カーボンペーストからなる電
極を物理的に劣化させるという問題があった。
素による定量方法では、１回の測定に３０分ほど要する
など迅速性に欠け、また濾過や遠心分離といった試料液
の前処理も必要であり、操作が煩雑であった。また、従
来の酵素による定量方法の課題を解決するために構築し
た電気化学バイオセンサにおいては、補酵素を含む層が
平滑でかつ光沢のあるガラス状になりクラックを発生す
るため、そこに試料液が導入されると気泡が発生すとい
う問題があった。さらに、カーボンペーストからなる電
極を物理的に劣化させるという問題があった。
【０００５】
【課題を解決するための手段】上記の課題を解決するた
めに本発明のバイオセンサは、絶縁性の基板上に形成さ
れた少なくとも測定極および対極を含む電極系、並びに
少なくともニコチンアミドアデニンジヌクレオチド依存
性酵素および補酵素を含む試薬層を具備するバイオセン
サにおいて、前記補酵素がニコチンアミドアデニンジヌ
クレオチドまたはニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ドリン酸であり、前記補酵素は電極系の近傍で、かつ電
極系と隔離した位置に形成されている。試薬層は、１つ
または２以上に分割して形成することができ、前記補酵
素は電極系の近傍で、かつ電極系と隔離した位置に形成
される。前記補酵素を含まない試薬層は、電極系上に形
成しても良く、電極系の近傍に形成しても良い。ここ
に、電極系の近傍とは、文字どおり電極系の近傍のみな
らず、試料液を電極系に導入する試料液供給路に露出す
る部分をも含むものとする。前期の電極は、カーボン粉
末およびバインダーからなるのが好ましい。
めに本発明のバイオセンサは、絶縁性の基板上に形成さ
れた少なくとも測定極および対極を含む電極系、並びに
少なくともニコチンアミドアデニンジヌクレオチド依存
性酵素および補酵素を含む試薬層を具備するバイオセン
サにおいて、前記補酵素がニコチンアミドアデニンジヌ
クレオチドまたはニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ドリン酸であり、前記補酵素は電極系の近傍で、かつ電
極系と隔離した位置に形成されている。試薬層は、１つ
または２以上に分割して形成することができ、前記補酵
素は電極系の近傍で、かつ電極系と隔離した位置に形成
される。前記補酵素を含まない試薬層は、電極系上に形
成しても良く、電極系の近傍に形成しても良い。ここ
に、電極系の近傍とは、文字どおり電極系の近傍のみな
らず、試料液を電極系に導入する試料液供給路に露出す
る部分をも含むものとする。前期の電極は、カーボン粉
末およびバインダーからなるのが好ましい。
【０００６】
【発明の実施の形態】上記のように、本発明のバイオセ
ンサによって、ＮＡＤ依存型酵素を用いて試料液中の特
定成分が、精度よく、しかも迅速、簡便に測定が可能と
なる。
ンサによって、ＮＡＤ依存型酵素を用いて試料液中の特
定成分が、精度よく、しかも迅速、簡便に測定が可能と
なる。
【０００７】以下に、本発明の実施の形態を図面を参照
して説明する。 実施の形態１ 図１は本実施の形態のバイオセンサの分解斜視図であ
り、試薬層は省略している。図２はその縦断面図であ
る。１はポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性の
基板を表す。この基板１上に、印刷法により銀ペースト
を印刷して銀リード２および３が形成されている。更に
印刷法により、導電性カーボンペーストを用いて電極系
の測定極４、絶縁性ペーストを用いて絶縁層６、および
導電性カーボンペーストを用いて電極系の対極５を順次
形成している。絶縁層６は測定極４の露出部分の面積を
一定とし、かつリード２および３を部分的に覆ってい
る。ここに用いた導電性カーボンペーストは、カーボン
粉体と熱可塑性樹脂、例えばポリビニル系樹脂、ポリエ
ステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂などからなる。
して説明する。 実施の形態１ 図１は本実施の形態のバイオセンサの分解斜視図であ
り、試薬層は省略している。図２はその縦断面図であ
る。１はポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性の
基板を表す。この基板１上に、印刷法により銀ペースト
を印刷して銀リード２および３が形成されている。更に
印刷法により、導電性カーボンペーストを用いて電極系
の測定極４、絶縁性ペーストを用いて絶縁層６、および
導電性カーボンペーストを用いて電極系の対極５を順次
形成している。絶縁層６は測定極４の露出部分の面積を
一定とし、かつリード２および３を部分的に覆ってい
る。ここに用いた導電性カーボンペーストは、カーボン
粉体と熱可塑性樹脂、例えばポリビニル系樹脂、ポリエ
ステル系樹脂、ポリウレタン系樹脂などからなる。
【０００８】次に、スリット８を有するスペーサ７と空
気孔１０を有するカバー９を接合したカバー部材を、ス
ペーサ７を上にして静置し、スリット８により形成され
る凹部に、ＮＡＤ依存型グルコースデヒドロゲナーゼ
（以下ＧＤＨで表す）、補酵素ＮＡＤ、および電子受容
体のフェリシアン化カリウムを溶解した脱イオン水を滴
下し、乾燥することにより、試薬層１２を形成する。こ
のカバー部材を図１中に一点鎖線で示すような位置関係
にして基板１に接合することにより、グルコースセンサ
が構成される。基板１上の電極系は、その上に親水性高
分子、例えばカルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭ
Ｃで表す）の層で被覆するのが好ましい。
気孔１０を有するカバー９を接合したカバー部材を、ス
ペーサ７を上にして静置し、スリット８により形成され
る凹部に、ＮＡＤ依存型グルコースデヒドロゲナーゼ
（以下ＧＤＨで表す）、補酵素ＮＡＤ、および電子受容
体のフェリシアン化カリウムを溶解した脱イオン水を滴
下し、乾燥することにより、試薬層１２を形成する。こ
のカバー部材を図１中に一点鎖線で示すような位置関係
にして基板１に接合することにより、グルコースセンサ
が構成される。基板１上の電極系は、その上に親水性高
分子、例えばカルボキシメチルセルロース（以下、ＣＭ
Ｃで表す）の層で被覆するのが好ましい。
【０００９】このセンサは、基板１とカバー９との間
に、スペーサ７のスリット８の部分により試料液供給路
が形成され、スリット８の開放端に形成される試料供給
口１１に試料液を接触させるだけの簡易な操作で、試料
液は試料液供給路の毛細管現象によって、電極系の部分
へ導入される。試料液の供給量はスリット８によって生
じる空間容積に依存するため、あらかじめ定量する必要
がない。更に、測定中の試料液の蒸発を最小限に抑える
ことができ、精度の高い測定が可能となる。
に、スペーサ７のスリット８の部分により試料液供給路
が形成され、スリット８の開放端に形成される試料供給
口１１に試料液を接触させるだけの簡易な操作で、試料
液は試料液供給路の毛細管現象によって、電極系の部分
へ導入される。試料液の供給量はスリット８によって生
じる空間容積に依存するため、あらかじめ定量する必要
がない。更に、測定中の試料液の蒸発を最小限に抑える
ことができ、精度の高い測定が可能となる。
【００１０】試料液供給路に導入された試料液は、試薬
層１２を溶解する。これにより、試料液中のグルコース
はＧＤＨによって酸化され、グルコン酸が生成する。Ｇ
ＤＨによる酸化反応で移動した電子によってＮＡＤが還
元され、ＮＡＤＨが生成する。続いてＮＡＤＨとフェリ
シアン化カリウムの反応により、ＮＡＤとフェロシアン
化カリウムが生成される。次に、測定極４と対極５間に
電圧を印加することにより、生成したフェロシアン化カ
リウムの酸化電流が得られ、この電流値は基質であるグ
ルコース濃度に対応する。
層１２を溶解する。これにより、試料液中のグルコース
はＧＤＨによって酸化され、グルコン酸が生成する。Ｇ
ＤＨによる酸化反応で移動した電子によってＮＡＤが還
元され、ＮＡＤＨが生成する。続いてＮＡＤＨとフェリ
シアン化カリウムの反応により、ＮＡＤとフェロシアン
化カリウムが生成される。次に、測定極４と対極５間に
電圧を印加することにより、生成したフェロシアン化カ
リウムの酸化電流が得られ、この電流値は基質であるグ
ルコース濃度に対応する。
【００１１】実施の形態２
本実施の形態のアルコールセンサを図３に示す。本実施
の形態では、試薬層を２つに分割する。第１の試薬層１
２ａは、ＮＡＤ依存型アルコールデヒドロゲナーゼ（以
下ＡＤＨで表す）、および電子受容体のフェリシアン化
カリウムを含む層である。この例では、電極系上に、ま
ずＣＭＣ層を形成し、その上に前記酵素及び電子受容体
を含む水溶液を滴下し、乾燥して層１２ａを形成する。
層１２ａにおいて、酵素及び電子受容体はＣＭＣにより
電極系とは隔離される。第２の試薬層１２ｂは補酵素Ｎ
ＡＤを含む層である。この第２の層は、基板１の試料液
供給路に露出する部分のうち、試料供給口１１に近い方
に設けられる。補酵素を含む第２の層は、電極系に接し
ていなければよく、カバー部材側に設けてもよい。電子
受容体は第１の層に含ませる代わりに第２の層に含ませ
てもよいし、第１及び第２の層とは独立に設けてもよ
い。
の形態では、試薬層を２つに分割する。第１の試薬層１
２ａは、ＮＡＤ依存型アルコールデヒドロゲナーゼ（以
下ＡＤＨで表す）、および電子受容体のフェリシアン化
カリウムを含む層である。この例では、電極系上に、ま
ずＣＭＣ層を形成し、その上に前記酵素及び電子受容体
を含む水溶液を滴下し、乾燥して層１２ａを形成する。
層１２ａにおいて、酵素及び電子受容体はＣＭＣにより
電極系とは隔離される。第２の試薬層１２ｂは補酵素Ｎ
ＡＤを含む層である。この第２の層は、基板１の試料液
供給路に露出する部分のうち、試料供給口１１に近い方
に設けられる。補酵素を含む第２の層は、電極系に接し
ていなければよく、カバー部材側に設けてもよい。電子
受容体は第１の層に含ませる代わりに第２の層に含ませ
てもよいし、第１及び第２の層とは独立に設けてもよ
い。
【００１２】このセンサに試料液を供給し、試薬層１２
ａおよび１２ｂが試料液に溶解すると、試料液中のエタ
ノールはＡＤＨによって酸化され、アセトアルデヒドが
生成する。ＡＤＨによる酸化反応で移動した電子によっ
てＮＡＤが還元されＮＡＤＨが生成する。続いてＮＡＤ
Ｈとフェリシアン化カリウムの反応により、ＮＡＤとフ
ェロシアン化カリウムが生成される。次に、対極を基準
にして測定極に正の電圧を印加すると、生成したフェロ
シアン化カリウムの酸化電流が得られ、この電流値は基
質であるエタノール濃度に対応する。
ａおよび１２ｂが試料液に溶解すると、試料液中のエタ
ノールはＡＤＨによって酸化され、アセトアルデヒドが
生成する。ＡＤＨによる酸化反応で移動した電子によっ
てＮＡＤが還元されＮＡＤＨが生成する。続いてＮＡＤ
Ｈとフェリシアン化カリウムの反応により、ＮＡＤとフ
ェロシアン化カリウムが生成される。次に、対極を基準
にして測定極に正の電圧を印加すると、生成したフェロ
シアン化カリウムの酸化電流が得られ、この電流値は基
質であるエタノール濃度に対応する。
【００１３】
【実施例】以下、本発明の実施例を説明する。
《実施例１》実施の形態１の実施例を示す。まず、基板
１の電極系上に、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
を滴下し、乾燥させてＣＭＣ層を形成した（図示しな
い）。続いて、スペーサとカバーからなるカバー部材の
スリット８の部分に、ＧＤＨを２００Ｕ、ＮＡＤを３３
ｍｇおよび電子受容体のフェリシアン化カリウム６６ｍ
ｇを脱イオン水１ｍｌに溶解させた混合溶液を４μｌ滴
下し、５０℃の温風乾燥器中で１０分間乾燥させて試薬
層１２を形成した。試薬層を形成した後、カバー部材を
基板１に接着した。
１の電極系上に、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
を滴下し、乾燥させてＣＭＣ層を形成した（図示しな
い）。続いて、スペーサとカバーからなるカバー部材の
スリット８の部分に、ＧＤＨを２００Ｕ、ＮＡＤを３３
ｍｇおよび電子受容体のフェリシアン化カリウム６６ｍ
ｇを脱イオン水１ｍｌに溶解させた混合溶液を４μｌ滴
下し、５０℃の温風乾燥器中で１０分間乾燥させて試薬
層１２を形成した。試薬層を形成した後、カバー部材を
基板１に接着した。
【００１４】上記のように作製したグルコースセンサに
試料液としてグルコース水溶液を試料供給口１１より供
給した。試料液は毛細管現象によって速やかに空気孔１
０部分まで達し、試薬層１２が溶解した。試料を供給し
てから５５秒後に、電極系の対極５を基準にして測定極
４に０．５Ｖのパルス電圧を印加し、５秒後の電流値を
測定したところ、試料液中のグルコース濃度に依存した
応答電流値が得られた。この電流値は基質であるグルコ
ース濃度対応したものであった。このセンサは、ガラス
状になったＮＡＤを含む層と電極系が接触している従来
のセンサのように、ＮＡＤを含む層のクラックによって
試料液中に発生した気泡が電極表面に吸着したりするこ
とがなくなったため、電極の有効面積が減少し、応答電
流値が低下することもなくなり、再現性良く応答を得る
ことが可能となった。さらに、ＮＡＤとカーボン電極系
が接触している従来のセンサのように、衝突や落下など
の衝撃で電極が剥離するといったセンサの取り扱い上の
不都合が全くなく、試料液中のグルコースを精度よく測
定することが可能であった。
試料液としてグルコース水溶液を試料供給口１１より供
給した。試料液は毛細管現象によって速やかに空気孔１
０部分まで達し、試薬層１２が溶解した。試料を供給し
てから５５秒後に、電極系の対極５を基準にして測定極
４に０．５Ｖのパルス電圧を印加し、５秒後の電流値を
測定したところ、試料液中のグルコース濃度に依存した
応答電流値が得られた。この電流値は基質であるグルコ
ース濃度対応したものであった。このセンサは、ガラス
状になったＮＡＤを含む層と電極系が接触している従来
のセンサのように、ＮＡＤを含む層のクラックによって
試料液中に発生した気泡が電極表面に吸着したりするこ
とがなくなったため、電極の有効面積が減少し、応答電
流値が低下することもなくなり、再現性良く応答を得る
ことが可能となった。さらに、ＮＡＤとカーボン電極系
が接触している従来のセンサのように、衝突や落下など
の衝撃で電極が剥離するといったセンサの取り扱い上の
不都合が全くなく、試料液中のグルコースを精度よく測
定することが可能であった。
【００１５】《実施例２》実施の形態２の実施例を示
す。まず、基板１の電極系上にＣＭＣの０．５ｗｔ％水
溶液を滴下し、乾燥させてＣＭＣ層を形成した。続いて
ＣＭＣ層上に、ＮＡＤ依存型アルコールデヒドロゲナー
ゼ（以下ＡＤＨと略す）２００Ｕ、および電子受容体の
フェリシアン化カリウム６６ｍｇを脱イオン水１ｍｌに
溶解させた混合溶液を４μｌ滴下し、５０℃の温風乾燥
器中で１０分間乾燥させて第１の試薬層１２ａを形成し
た。次に、ＮＡＤ３３ｍｇを水１ｍｌに溶解させ、電極
系と試料供給口１１の間に滴下し、乾燥させて、第２の
試薬層１２ｂを形成した。続いて、この基板１にスペー
サ７およびカバー９を図１中、一点鎖線で示すような位
置関係をもって順次接着した。
す。まず、基板１の電極系上にＣＭＣの０．５ｗｔ％水
溶液を滴下し、乾燥させてＣＭＣ層を形成した。続いて
ＣＭＣ層上に、ＮＡＤ依存型アルコールデヒドロゲナー
ゼ（以下ＡＤＨと略す）２００Ｕ、および電子受容体の
フェリシアン化カリウム６６ｍｇを脱イオン水１ｍｌに
溶解させた混合溶液を４μｌ滴下し、５０℃の温風乾燥
器中で１０分間乾燥させて第１の試薬層１２ａを形成し
た。次に、ＮＡＤ３３ｍｇを水１ｍｌに溶解させ、電極
系と試料供給口１１の間に滴下し、乾燥させて、第２の
試薬層１２ｂを形成した。続いて、この基板１にスペー
サ７およびカバー９を図１中、一点鎖線で示すような位
置関係をもって順次接着した。
【００１６】上記のように作製したアルコールセンサに
試料液としてエタノール水溶液を試料供給口１１より供
給した。試料液は毛細管現象によって速やかに空気孔１
０部分まで達し、試薬層１２ｂおよび１２ａが順次溶解
した。試料を供給してから１１５秒後に、電極系の対極
５を基準にして測定極４に０．５Ｖのパルス電圧を印加
し、５秒後の電流値を測定したところ、試料液中のエタ
ノール濃度に依存した応答電流値が得られた。このセン
サも実施例１のセンサと同様に、ＮＡＤを含む層と電極
系が接触している従来のセンサのように、クラックによ
って試料液中に発生した気泡が電極表面に吸着したりす
ることがなくなったため、電極の有効面積が減少し、応
答電流値が低下することもなくなり、再現性良く応答を
得ることが可能となった。また、電極が剥離するなどの
取り扱い上の不都合はなかった。
試料液としてエタノール水溶液を試料供給口１１より供
給した。試料液は毛細管現象によって速やかに空気孔１
０部分まで達し、試薬層１２ｂおよび１２ａが順次溶解
した。試料を供給してから１１５秒後に、電極系の対極
５を基準にして測定極４に０．５Ｖのパルス電圧を印加
し、５秒後の電流値を測定したところ、試料液中のエタ
ノール濃度に依存した応答電流値が得られた。このセン
サも実施例１のセンサと同様に、ＮＡＤを含む層と電極
系が接触している従来のセンサのように、クラックによ
って試料液中に発生した気泡が電極表面に吸着したりす
ることがなくなったため、電極の有効面積が減少し、応
答電流値が低下することもなくなり、再現性良く応答を
得ることが可能となった。また、電極が剥離するなどの
取り扱い上の不都合はなかった。
【００１７】上記の実施例では用いなかったが、試料液
供給路内にジヒドロリポアミドデヒドロゲナーゼ（別名
ジアホラーゼ）を保持させることにより、ＮＡＤＨとフ
ェロシアン化カリウムの反応を促進させる効果が得られ
る。実施例では、補酵素にＮＡＤを用いる例のみを説明
したが、ＮＡＤＰでも同様の効果が得られる。また、Ｎ
ＡＤ依存型酵素としてＧＤＨおよびＡＤＨの例を示した
が、本発明は、ＮＡＤ依存型酵素として広く知られてい
る以下のような酵素を用いるセンサに適用することがで
きる。以下には、酵素と対象の基質との組み合わせで示
す。 アセトンデヒドロゲナーゼ；アセトン、キシリトールデ
ヒドロゲナーゼ；キシリトール、グルタミン酸デヒドロ
ゲナーゼ；グルタミン酸、乳酸デヒドロゲナーゼ；乳
酸、マレイン酸デヒドロゲナーゼ；マレイン酸、ソルビ
トールデヒドロゲナーゼ；ソルビトール。
供給路内にジヒドロリポアミドデヒドロゲナーゼ（別名
ジアホラーゼ）を保持させることにより、ＮＡＤＨとフ
ェロシアン化カリウムの反応を促進させる効果が得られ
る。実施例では、補酵素にＮＡＤを用いる例のみを説明
したが、ＮＡＤＰでも同様の効果が得られる。また、Ｎ
ＡＤ依存型酵素としてＧＤＨおよびＡＤＨの例を示した
が、本発明は、ＮＡＤ依存型酵素として広く知られてい
る以下のような酵素を用いるセンサに適用することがで
きる。以下には、酵素と対象の基質との組み合わせで示
す。 アセトンデヒドロゲナーゼ；アセトン、キシリトールデ
ヒドロゲナーゼ；キシリトール、グルタミン酸デヒドロ
ゲナーゼ；グルタミン酸、乳酸デヒドロゲナーゼ；乳
酸、マレイン酸デヒドロゲナーゼ；マレイン酸、ソルビ
トールデヒドロゲナーゼ；ソルビトール。
【００１８】
【発明の効果】以上の実施例からも明らかなように本発
明によると、試料液を前処理なしに短時間で簡便に測定
可能となるＮＡＤ依存型酵素によるバイオセンサを提供
することが可能となる。
明によると、試料液を前処理なしに短時間で簡便に測定
可能となるＮＡＤ依存型酵素によるバイオセンサを提供
することが可能となる。
【図１】本発明の一実施例におけるグルコースセンサの
分解斜視図である。
分解斜視図である。
【図２】同センサの縦断面図である。
【図３】本発明の他の実施例におけるアルコールセンサ
の縦断面図である。
の縦断面図である。
１ 絶縁性の基板
２、３ リード
４ 測定極
５ 対極
６ 絶縁層
７ スペーサ
８ スリット
９ カバー
１０ 空気孔
１１ 試料供給口
１２ 試薬層
１２ａ 第１の試薬層
１２ｂ 第２の試薬層
─────────────────────────────────────────────────────
フロントページの続き
(51)Int.Cl.7 識別記号 ＦＩ テーマコート゛(参考）
Ｇ０１Ｎ 27/30 ３５３Ｄ
(72)発明者 池田 信
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 吉岡 俊彦
大阪府門真市大字門真1006番地 松下電器
産業株式会社内
Ｆターム(参考） 4B029 AA07 BB16 BB18 CC02 CC03
FA12
Claims (6)
- 【請求項１】 絶縁性の基板上に形成された少なくとも
測定極および対極を含む電極系、並びに少なくともニコ
チンアミドアデニンジヌクレオチド依存型酵素および補
酵素を含む試薬層を具備し、前記補酵素がニコチンアミ
ドアデニンジヌクレオチドまたはニコチンアミドアデニ
ンジヌクレオチドリン酸であり、前記試薬層が電極系の
近傍で、かつ電極系と隔離されていることを特徴とする
バイオセンサ。 - 【請求項２】 試薬層が電子受容体を含む請求項１に記
載のバイオセンサ。 - 【請求項３】 前記電極がカーボン粉末およびバインダ
ーからなる請求項１または２に記載のバイオセンサ。 - 【請求項４】 絶縁性の基板上に形成された少なくとも
測定極および対極を含む電極系、並びに少なくともニコ
チンアミドアデニンジヌクレオチド依存型酵素および補
酵素を含む試薬層を具備するバイオセンサであって、前
記補酵素がニコチンアミドアデニンジヌクレオチドまた
はニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸であ
り、前記試薬層が、ニコチンアミドアデニンジヌクレオ
チド依存型酵素を含む第１の試薬層、および前記補酵素
層を含む第２の試薬層からなり、第２の試薬層が電極系
近傍で、かつ電極系と隔離されていることを特徴とする
バイオセンサ。 - 【請求項５】 第１の試薬層および第２の試薬層の少な
くとも一方が電子受容体を含む請求項４に記載のバイオ
センサ。 - 【請求項６】 前記電極がカーボン粉末およびバインダ
ーからなる請求項４または５に記載のバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002066650A JP2003270197A (ja) | 2002-03-12 | 2002-03-12 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2002066650A JP2003270197A (ja) | 2002-03-12 | 2002-03-12 | バイオセンサ |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2003270197A true JP2003270197A (ja) | 2003-09-25 |
Family
ID=29198329
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2002066650A Withdrawn JP2003270197A (ja) | 2002-03-12 | 2002-03-12 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2003270197A (ja) |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008013224A1 (fr) * | 2006-07-26 | 2008-01-31 | Panasonic Corporation | Système de mesure de biocapteur et procédé de mesure |
| WO2014112570A1 (ja) * | 2013-01-17 | 2014-07-24 | 田中貴金属工業株式会社 | バイオセンサおよびその製造方法 |
-
2002
- 2002-03-12 JP JP2002066650A patent/JP2003270197A/ja not_active Withdrawn
Cited By (5)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2008013224A1 (fr) * | 2006-07-26 | 2008-01-31 | Panasonic Corporation | Système de mesure de biocapteur et procédé de mesure |
| KR101096898B1 (ko) | 2006-07-26 | 2011-12-22 | 파나소닉 주식회사 | 바이오 센서 측정 시스템, 및 측정 방법 |
| JP5239860B2 (ja) * | 2006-07-26 | 2013-07-17 | パナソニック株式会社 | バイオセンサ測定システム、および測定方法 |
| US8945369B2 (en) | 2006-07-26 | 2015-02-03 | Panasonic Healthcare Co., Ltd. | Biosensor measurement system and measurement method |
| WO2014112570A1 (ja) * | 2013-01-17 | 2014-07-24 | 田中貴金属工業株式会社 | バイオセンサおよびその製造方法 |
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|
| A761 | Written withdrawal of application |
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