JP2008139231A - Chemical sensor and biosensor - Google Patents
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Abstract
Description
本発明は化学センサ及びバイオセンサに関する。本発明の化学センサ及びバイオセンサは柔軟性を有しており、生体に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）である。 The present invention relates to a chemical sensor and a biosensor. The chemical sensor and biosensor of the present invention have flexibility and are suitable for use in a living body (chemical sensor and biosensor).
従来より、酵素の有する分子識別能力を利用したバイオセンサが種々開発されており、これらのバイオセンサを用いることにより、生体の生理活性物質の分析の応用研究が行われている。
例えば、糖尿病治療の分野においては、バイオセンサによる血糖値測定が行われてきている。糖尿病は、近年急速に増えた疾患であり、安全かつ簡便に連続的に血糖値を測定することが重要である。従来より用いられているバイオセンサでは、血液をサンプリングして血糖値を測定する方法を実施する。この方法では、血液を必要とするので、患者は測定の度に肉体的苦痛を伴うという問題があった。また、血液を用いるため、血液を媒体とするウイルス感染のおそれもあり、患者や血液を採取する者に精神的な不安感を与えるという問題もあった。
Conventionally, various biosensors utilizing the molecular discrimination ability of enzymes have been developed, and applied research for analysis of biologically active substances in living bodies has been performed using these biosensors.
For example, in the field of diabetes treatment, blood glucose level measurement using a biosensor has been performed. Diabetes is a disease that has increased rapidly in recent years, and it is important to continuously and safely measure blood glucose levels. Conventionally used biosensors implement a method of measuring blood sugar level by sampling blood. Since this method requires blood, there is a problem that the patient is physically painful at every measurement. Moreover, since blood is used, there is a risk of virus infection using blood as a medium, and there is also a problem that a patient or a person who collects blood has a mental anxiety.
このような問題を解決するため、非侵略的な測定法が提案されている（例えば、非特許文献１及び非特許文献２）。しかしながら、決定的な方法はなく、より優れた測定法が望まれている。
一方、血液以外の涙、粘液、汗、唾液等の体液中のグルコース濃度と血中グルコース濃度との関係も報告されており、涙中のグルコース濃度は血中グルコースに比較して、約５分間遅れて変化することが知られており（例えば、特許文献３）、例えば、眼部における生体計測用の電気化学センサが報告されている（特許文献４）。このような用途に用いるには、バイオセンサは柔軟なものであることが要求される。上記特許文献４に記載されたセンサは柔軟性を有するものであるが、更に柔軟性を有することに加え、生体適合性を有することが望ましい。
In order to solve such problems, non-invasive measurement methods have been proposed (for example, Non-Patent
On the other hand, the relationship between the glucose concentration in body fluids such as tears, mucus, sweat and saliva other than blood and the blood glucose concentration has also been reported, and the glucose concentration in tears is about 5 minutes compared with blood glucose. It is known to change with a delay (for example, Patent Document 3). For example, an electrochemical sensor for biological measurement in the eye has been reported (Patent Document 4). In order to be used for such applications, the biosensor is required to be flexible. The sensor described in Patent Document 4 has flexibility, but in addition to flexibility, it is desirable to have biocompatibility.
従って、本発明の目的は、柔軟性を有すると共に、生体に用いることができ、特に非侵襲計測に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）を提供することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a sensor (chemical sensor and biosensor) that has flexibility and can be used in a living body, and is particularly suitable for use in noninvasive measurement.
本発明者らは、上記目的を達成するため検討を重ねた結果、基板及びガス透過層を柔軟性を有するものとすることにより、上記目的を達成し得るという知見を得、その知見を素に営々検討を重ねた結果、本発明を完成するに至った。 As a result of repeated investigations to achieve the above object, the present inventors have obtained knowledge that the above object can be achieved by making the substrate and the gas permeable layer flexible. As a result of repeated studies, the present invention has been completed.
本発明は、上記知見に基づいてなされたものであり、基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記作用電極上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有することを特徴とする、化学センサを提供するものである。
また、本発明は、前記化学センサのガス透過層上に酵素固定化膜を有するか、又は前記ガス透過層中に酵素が含まれているバイオセンサを提供する。
The present invention has been made on the basis of the above knowledge, and includes a substrate, an electrode system including at least a working electrode and a counter electrode / reference electrode provided on the substrate, and a gas permeation formed on the working electrode. A chemical sensor for analyzing a specific component based on a current value obtained from the electrode system, wherein the substrate and the gas permeable layer are flexible. To do.
The present invention also provides a biosensor having an enzyme-immobilized membrane on the gas permeable layer of the chemical sensor or an enzyme contained in the gas permeable layer.
本発明によれば、柔軟性を有すると共に、生体に用いることができ、特に非侵襲計測に用いるのに適したセンサ（化学センサ及びバイオセンサ）が提供される。 ADVANTAGE OF THE INVENTION According to this invention, while having a softness | flexibility, it can be used for a biological body and the sensor (chemical sensor and biosensor) especially suitable for using for noninvasive measurement is provided.
以下に、本発明を詳細に説明する。
本発明の化学センサは、 基板と、該基板上に設けられた少なくとも作用電極と対極・参照電極とを含む電極系と、前記作用電極上に形成されたガス透過層とを含み、前記電極系から得られる電流値に基づいて特定成分を分析する化学センサであって、前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有する。
The present invention is described in detail below.
The chemical sensor of the present invention includes a substrate, an electrode system including at least a working electrode and a counter electrode / reference electrode provided on the substrate, and a gas permeable layer formed on the working electrode. The chemical sensor for analyzing a specific component based on the current value obtained from the substrate, wherein the substrate and the gas permeable layer have flexibility.
本発明の化学センサについて、図面を参照しつつ説明する。図１は、本発明の一実施の形態にかかる化学センサの分解斜視図である。図１に示す化学センサは、基板１と、基板１上に設けられた作用電極３及び対極・参照電極５を含む。この作用電極３及び対極・参照電極５により、電極系７をなしている。そして、電極系７上にはガス透過層９が形成されている。
The chemical sensor of the present invention will be described with reference to the drawings. FIG. 1 is an exploded perspective view of a chemical sensor according to an embodiment of the present invention. The chemical sensor shown in FIG. 1 includes a
図１に示す化学センサにおいて、基板１は柔軟性を有している。基板は柔軟性を有する材料から形成されており、このような材料としては、例えば、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含む材料が挙げられる。また、例えば、ポリジメチルシロキサン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート、ポリスチレン等が挙げられる。図１に示す化学センサにおいては、基板１は、ポリジメチルシロキサン、ポリプロピレン、ポリエチレン、ポリメチルメタクリレート及びポリスチレンからなる群から選択されるポリマーからなる層と、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層とを含むものである。
In the chemical sensor shown in FIG. 1, the
基板１と、後述するガス透過層９とが柔軟性を有していることにより、本発明の化学センサは、身体を傷つけることのない非侵襲計測に用いる場合に任意の測定部位への装着が可能となる。なお、柔軟性とは、身体に密着させて使用する際に、身体の任意の測定部位に装着可能な程度の柔らかさを有していることを意味する。また、本発明の化学センサは、両端を持って引っ張った際に、元の長さの１．２倍以上にまで伸び、かつこのように伸ばした場合にも、その性能が変化しないことが好ましい。
Since the
本発明の化学センサにおける基板１の大きさは、３ｍｍ×５０ｍｍ程度の大きさであるが、この大きさに限定されるものではない。基板１の厚みは０．０１ｍｍ〜５ｍｍ程度であり、上記基板が、ポリジメチルシロキサン等のポリマーからなる層、及びホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる場合は、それぞれの厚みは、０．０１ｍｍ〜５ｍｍ、及び２ｎｍ〜４．９９ｍｍであり、ポリマー層からなる層、及びホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層の厚みの比（ポリマー層からなる層の厚み／ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層の厚み）は１／５００〜１／２５００程度である。
図１に示される化学センサの基板１においては、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層はガス透過性であるが、ポリマーからなる層がガス不透過性であり、このため基板１はガス不透過性となっている。また、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物からなる層を有することにより、基板１は生体適合性となっている。
The size of the
In the
基板１に含まれる、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物について説明する。
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物（ポリマー）は、既に生物医療用材料や機器の表面に使用されており、そのようなポリマーは血液、涙や尿などの体液と接触する際に発生する異物反応を抑制することができることが知られている。従って、このようなポリマーは生体適合性を有している。従って、このようなポリマーで基板１を構成することにより、例えば、体液中のタンパク質等の非特異的吸着などを防止し、高感度な分析が可能となる。ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、例えば、２−メタクリロイルオキシエチルホスホリルコリン（ＭＰＣ）と他のモノマーとの共重合体が挙げられる。
A polymer compound containing a phosphorylcholine group contained in the
High molecular compounds (polymers) containing phosphorylcholine groups have already been used on the surfaces of biomedical materials and devices, and such polymers have a foreign body reaction that occurs when they come into contact with body fluids such as blood, tears and urine. It is known that it can be suppressed. Such polymers are therefore biocompatible. Therefore, by configuring the
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、例えば、ＭＰＣと他の重合性モノマーとの共重合体が挙げられ、このような共重合体は、ＭＰＣと以下に挙げるモノマーとのラジカル共重合によって得ることができる。用いられるモノマーとしては、例えば、メチル（メタ）アクリレート、エチル（メタ）アクリレート、プロピル（メタ）アクリレート、ブチル（メタ）アクリレート、アミル（メタ）アクリレート、ヘキシル（メタ）アクリレート、ヘプチル（メタ）アクリレート、オクチル（メタ）アクリレート、ノニル（メタ）アクリレート、デシル（メタ）アクリレート、ドデシル（メタ）アクリレート、ヘキサデシル（メタ）アクリレート、オクタデシル（メタ）アクリレート、ヒドロキシエチル（メタ）アクリレート、ヒドロキシプロピル（メタ）アクリレート、エチレングリコール（メタ）アクリレート、エチレングリコールメチルエーテル（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）（メタ）アクリレート、ポリ（エチレングリコール）メチルエーテル（メタ）アクリレート、Ｎ−ビニルピロリドン、酢酸ビニル、γ−メタクリルオキシプロピルトリメトキシシラン、γ−メタクリルオキシプロピルトリエトキシシラン、ビニルトリス（２−メトキシエトキシ）シラン、メチルトリビニルメチルジエトキシシラン等が挙げられる。 Examples of the polymer compound containing a phosphorylcholine group include a copolymer of MPC and another polymerizable monomer, and such a copolymer can be obtained by radical copolymerization of MPC and the following monomers. Can do. Examples of the monomer used include methyl (meth) acrylate, ethyl (meth) acrylate, propyl (meth) acrylate, butyl (meth) acrylate, amyl (meth) acrylate, hexyl (meth) acrylate, heptyl (meth) acrylate, Octyl (meth) acrylate, nonyl (meth) acrylate, decyl (meth) acrylate, dodecyl (meth) acrylate, hexadecyl (meth) acrylate, octadecyl (meth) acrylate, hydroxyethyl (meth) acrylate, hydroxypropyl (meth) acrylate, Ethylene glycol (meth) acrylate, ethylene glycol methyl ether (meth) acrylate, poly (ethylene glycol) (meth) acrylate, poly (ethylene glycol) Methyl ether (meth) acrylate, N-vinylpyrrolidone, vinyl acetate, γ-methacryloxypropyltrimethoxysilane, γ-methacryloxypropyltriethoxysilane, vinyltris (2-methoxyethoxy) silane, methyltrivinylmethyldiethoxysilane, etc. Is mentioned.
ホスホリルコリン基を含む高分子化合物を含有するとしては、例えば下記一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物が挙げられる。 Examples of the polymer compound containing a phosphorylcholine group include a polymer compound having a repeating unit represented by the following general formula (1).
一般式（１）において、aは０．１〜０．９であり、好ましくは０．１〜０．４である。また、ｂは０．１〜０．９であり、好ましくは０．６〜０．９である。また、ｎは２〜１８の整数である。Ａは、水素、又は炭素数１〜４個のアルキル基である。 In General formula (1), a is 0.1-0.9, Preferably it is 0.1-0.4. Moreover, b is 0.1-0.9, Preferably it is 0.6-0.9. Moreover, n is an integer of 2-18. A is hydrogen or an alkyl group having 1 to 4 carbon atoms.
また、ｎを大きくすることにより、ガラス転移温度Ｔｇが低下し、一方、ｎを小さくすることにより、含水率を向上させることができる。本発明においては、ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、どのようなものであっても用いることができるが、その用途によって、ａ、ｂ及びｎを適宜変更させて用いる。ａ及びｂは、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物を製造する際の、ＭＰＣ、及び上述したモノマーの仕込み量を調整することによって調整可能である。 Further, by increasing n, the glass transition temperature Tg is lowered. On the other hand, by decreasing n, the moisture content can be improved. In the present invention, any polymer compound containing a phosphorylcholine group can be used, but a, b and n are appropriately changed depending on the application. a and b can be adjusted by adjusting the amounts of MPC and the monomers described above when the polymer compound having the repeating unit represented by the general formula (1) is produced.
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物を得るには、公知の方法により反応させて行う。使用する溶媒としては、モノマーを溶解することのできるものであれば制限なく用いることができ、例えば、水、メタノール、エタノール、プロパノール、ｔ−ブチルアルコール、ベンゼン、トルエン、ジメチルホルムアミド、テトラヒドロフラン、クロロホルム、及びこれらの混合物などが挙げられる。 In order to obtain the high molecular compound which has a repeating unit represented by General formula (1), it is made to react by a well-known method. As the solvent to be used, any solvent that can dissolve the monomer can be used without limitation. For example, water, methanol, ethanol, propanol, t-butyl alcohol, benzene, toluene, dimethylformamide, tetrahydrofuran, chloroform, And mixtures thereof.
また、重合開始剤としては、通常に用いられるラジカル開始剤を特に制限なく用いることができ、例えば、２，２’−アゾビスイソブチロニトリル、アゾビスバレロニトリル等の脂肪族アゾ化合物や、過酸化ベンゾイル、過酸化ラウロイル、加硫酸アンモニウム、加硫酸カリウム等の有機過酸化物等が挙げられる。 Further, as the polymerization initiator, a commonly used radical initiator can be used without particular limitation, for example, an aliphatic azo compound such as 2,2′-azobisisobutyronitrile, azobisvaleronitrile, Examples thereof include organic peroxides such as benzoyl peroxide, lauroyl peroxide, ammonium sulfate, and potassium sulfate.
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物の分子量は、好ましくは５，０００〜３，０００，０００であり、更に好ましくは５０，０００〜１，０００，０００である。分子量が上記範囲内であれば、化学センサを製造する場合に成膜性が良好になる。
なお、一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物としては、市販されているものを用いてもよく、例えば、日本油脂（株）製、Ｌｉｐｉｄｕｒｅシリーズ等が使用可能である。
The molecular weight of the polymer compound having a repeating unit represented by the general formula (1) is preferably 5,000 to 3,000,000, and more preferably 50,000 to 1,000,000. When the molecular weight is within the above range, the film formability is improved when a chemical sensor is produced.
In addition, as a high molecular compound which has a repeating unit represented by General formula (1), what is marketed may be used, for example, Nippon Oil & Fats Co., Ltd. product, Lipidure series etc. can be used.
一般式（１）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物の具体例としては、例えば、下記式（２）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物が挙げられる。 Specific examples of the polymer compound having a repeating unit represented by the general formula (1) include a polymer compound having a repeating unit represented by the following formula (2).
なお、上記式（２）で表わされる繰り返し単位を有する高分子化合物としては、公知の方法によって製造することができるが、市販されているものを用いてもよく、例えば、日本油脂（株）製、Ｌｉｐｉｄｕｒｅシリーズ等が使用可能である。 In addition, as a high molecular compound which has a repeating unit represented by the said Formula (2), although it can manufacture by a well-known method, what is marketed may be used, for example, Nippon Oil & Fats Co., Ltd. product. Lipidure series can be used.
図１に示す化学センサにおいては、基板１上に設けられた電極系７を含む。電極系７は作用電極３と、対極・参照電極５とからなる。作用電極３、対極・参照電極５の形成素材としては、例えば、白金、銀、金、カーボン等が挙げられる。作用電極３、対極・参照電極５の形成方法としては、例えば、スクリーン印刷法やスパッタリング蒸着法等が挙げられ、その形成方法は限定されない。電極系における、作用電極３の厚みは、１０ｎｍ〜５μｍ程度であり、対極・参照電極５の厚みは、１０ｎｍ〜５μｍ程度である。
The chemical sensor shown in FIG. 1 includes an
電極系７の上部にはガス透過層９が形成されている。ガス透過層９は、基板１と同様、柔軟性を有している。柔軟性は、ガス透過層９をホスホリルコリン基を含む高分子化合物によって形成することによって形成される。ホスホリルコリン基を含む高分子化合物としては、上記基板１について説明したものと同様である。ガス透過層９の厚みは１０ｎｍ〜１００μｍ程度であり、好ましくは０．１μｍ〜３５μｍ程度である。ガス透過層９の形成方法に特に制限はないが、例えば、スクリーン印刷法やスピンコーティング法等が挙げられる。
A gas permeable layer 9 is formed on the
また、ガス透過層９には電子受容体が含まれていてもよい。このような電子受容体としては、たとえば、フェリシアン化カリウム、ｐ−ベンゾキノン及びその誘導体、フェナジンメトサルフェート、メチレンブルー、フェロセン及びその誘導体等が挙げられる。
上述した化学センサは試料中の過酸化水素を電流値として検出することができる。化学センサの電極系における反応は以下の通りである。
Ｈ２Ｏ２→Ｏ２ ＋ ２ｅ− ＋ ２Ｈ２＋
The gas permeable layer 9 may contain an electron acceptor. Examples of such electron acceptors include potassium ferricyanide, p-benzoquinone and derivatives thereof, phenazine methosulfate, methylene blue, ferrocene and derivatives thereof.
The above-described chemical sensor can detect hydrogen peroxide in the sample as a current value. The reaction in the electrode system of the chemical sensor is as follows.
H 2 O 2 → O 2 + 2e − + 2H 2+
ガス透過層９はガス透過性となっている。このため、上記反応によって生成された酸素がガス透過層９を通過できるようになっている。後述するバイオセンサにおいては、例えばグルコースを検出するためのグルコースセンサとして用いる場合、酵素反応に酸素が必須であり、この反応はガス透過層９中、又はガス透過層９の上に形成された酵素固定化膜中で行われるので、ガス透過層９は酸素を通過できることが必要である。
なお、基板１はガス不透過性となっているが、この理由は 生体に貼り付けて使用する場合、生体と接している面からのみ計測を行うためである。
The gas permeable layer 9 is gas permeable. For this reason, oxygen produced by the above reaction can pass through the gas permeable layer 9. In the biosensor described later, for example, when used as a glucose sensor for detecting glucose, oxygen is essential for the enzyme reaction, and this reaction is an enzyme formed in or on the gas permeable layer 9. Since it is performed in the immobilization membrane, the gas permeable layer 9 needs to be able to pass oxygen.
In addition, although the board |
次に、本発明のバイオセンサについて説明する。
本発明のバイオセンサは、上述した本発明の化学センサのガス透過層上に酵素固定化膜を有するか、又はガス透過層中に酵素が含まれてなる。
含まれる酵素としては、特に制限はなく、検出しようとする成分によって選択される。例えば、検出しようとする成分がアルコールである場合には、酵素としてアルコールオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がグルコースである場合には、酵素としてβ−Ｄ−グルコースオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がコレステロールである場合には、酵素としてコレステロールオキシダーゼを用い、検出しようとする成分がホスファチジルコリンである場合には、酵素としてホスホリパーゼ及びコリンオキシダーゼを用い、検出しようとする成分が尿素である場合には、酵素としてウレアーゼを用い、検出しようとする成分が尿酸である場合には、酵素としてウリカーゼを用い、検出しようとする成分が乳酸である場合には、酵素として乳酸デヒドロゲナーゼを用い、検出しようとする成分が蓚酸である場合には、酵素として蓚酸デカルボキシラーゼを用い、検出しようとする成分がピルビン酸である場合には、酵素としてピルビン酸オキシダーゼを用い、検出しようとする成分がアスコルビン酸である場合には、酵素としてアスコルビン酸オキシダーゼを用い、検出しようとする成分がトリメチルアミンである場合には、酵素としてフラビン含有モノオキシダーゼを用いる。
Next, the biosensor of the present invention will be described.
The biosensor of the present invention has an enzyme-immobilized membrane on the gas permeable layer of the chemical sensor of the present invention described above, or an enzyme is contained in the gas permeable layer.
The enzyme contained is not particularly limited and is selected depending on the component to be detected. For example, when the component to be detected is alcohol, alcohol oxidase is used as the enzyme, and when the component to be detected is glucose, β-D-glucose oxidase is used as the enzyme to detect. When the component is cholesterol, cholesterol oxidase is used as the enzyme. When the component to be detected is phosphatidylcholine, phospholipase and choline oxidase are used as the enzyme. When the component to be detected is urea, When urease is used as the enzyme and the component to be detected is uric acid, uricase is used as the enzyme, and when the component to be detected is lactic acid, lactate dehydrogenase is used as the enzyme to detect If the ingredient is oxalic acid, the enzyme When succinate decarboxylase is used and the component to be detected is pyruvate, pyruvate oxidase is used as the enzyme. When the component to be detected is ascorbate, ascorbate oxidase is used as the enzyme. When the component to be used and detected is trimethylamine, a flavin-containing monooxidase is used as the enzyme.
ガス透過層中に酵素が含まれる場合は、ガス透過層を形成する際に、原材料中に酵素を含ませることにより、バイオセンサとすることができる。ガス透過層中に酵素が含まれる場合は、その構成は、上述した、図１に示す化学センサと同じである。
また、ガス透過層上に酵素固定化膜を有する場合の実施形態について図２に示す。図２は、本発明の一実施の形態にかかるバイオセンサの分解斜視図である。図２に示すバイオセンサにおいては、ガス透過層９上に酵素固定化膜が形成されている。図２に示すバイオセンサにおいては、酵素固定化膜が形成されている以外の点については、図１に示す化学センサと同様である。
When an enzyme is contained in the gas permeable layer, a biosensor can be obtained by including the enzyme in the raw material when the gas permeable layer is formed. When an enzyme is contained in the gas permeable layer, the configuration is the same as the above-described chemical sensor shown in FIG.
FIG. 2 shows an embodiment in which an enzyme-immobilized membrane is provided on the gas permeable layer. FIG. 2 is an exploded perspective view of the biosensor according to the embodiment of the present invention. In the biosensor shown in FIG. 2, an enzyme-immobilized film is formed on the gas permeable layer 9. The biosensor shown in FIG. 2 is the same as the chemical sensor shown in FIG. 1 except that an enzyme-immobilized film is formed.
本発明のバイオセンサは、種々の成分を検出するために用いられ、例えばグルコースを検出するためのグルコースセンサとして用いることができる。この場合、酵素としてグルコースオキシダーゼが用いられる。グルコースセンサとして用いる場合、グルコースがグルコースオキシダーゼによって以下のようにグルコノラクトンと過酸化水素に変換される反応を利用している。
グルコース ＋ Ｏ２ → グルコノラクトン ＋ Ｈ２Ｏ２
このようにして生成された過酸化水素は、上記化学センサにおいて説明したようにして検出され、グルコースを検出するこごができる。
The biosensor of the present invention is used for detecting various components, and can be used as, for example, a glucose sensor for detecting glucose. In this case, glucose oxidase is used as the enzyme. When used as a glucose sensor, a reaction is used in which glucose is converted into gluconolactone and hydrogen peroxide by glucose oxidase as follows.
Glucose + O 2 → Gluconolactone + H 2 O 2
The hydrogen peroxide thus generated is detected as described in the above chemical sensor, and glucose can be detected.
本発明の化学センサ及びバイオセンサは、作用電極と対極・参照電極とを含む電極系から得られる電流値に基づいて、特定の成分の分析を行うものである。具体的には、電極系をポテンシオスタット及びＡ−Ｄ変換機に接続し、定電位電流計測によるセンサ出力をコンピュータにて連続的に計測を行うものである。 The chemical sensor and biosensor of the present invention analyze a specific component based on a current value obtained from an electrode system including a working electrode and a counter electrode / reference electrode. Specifically, the electrode system is connected to a potentiostat and an AD converter, and the sensor output by constant potential current measurement is continuously measured by a computer.
本発明の化学センサ及びバイオセンサは柔軟性を有しているので、生体の任意の測定部位に装着可能な柔らかさを有しており、従って、身体のいかなる部位にも接着、装着可能である。例えば、眼部に取り付け、血中酸素濃度（血糖値）を測定することも可能であり、例えば、絆創膏状の形態とし、腕などに貼り付け、経皮的に血中酸素濃度（血糖値）を測定することが可能である。また、本発明の化学センサ及びバイオセンサは、基板及びガス透過層が生体適合性を有しており、このため、身体より排出されるタンパク質等の非特異的吸着を防止し、より高濃度の分析を行うことが可能となる。 Since the chemical sensor and the biosensor of the present invention have flexibility, they have a softness that can be attached to any measurement site of a living body, and therefore can be adhered and attached to any part of the body. . For example, it can be attached to the eye and the blood oxygen concentration (blood glucose level) can be measured. For example, the blood oxygen concentration (blood glucose level) is transcutaneously formed in a bandage-like form and attached to the arm. Can be measured. In the chemical sensor and biosensor of the present invention, the substrate and the gas permeable layer have biocompatibility. Therefore, nonspecific adsorption of proteins and the like excreted from the body is prevented, and a higher concentration is obtained. Analysis can be performed.
次に、本発明の化学センサを製造する方法について説明する。
本発明の化学センサの製造方法に特に制限はないが、その一例として、以下に、本発明の化学センサを製造する方法について説明図面を参照しつつする。
図３は、本発明の化学センサを製造する方法を工程順に示す断面図である。
図３（ａ）に示すように、先ず、ダミー基板としてのシリコンウェハ１１にポリジメチルシロキサン樹脂１３をスピンコートし、室温で２４時間静置し、ポリジメチルシロキサン樹脂１３を硬化させる。
Next, a method for producing the chemical sensor of the present invention will be described.
Although there is no restriction | limiting in particular in the manufacturing method of the chemical sensor of this invention, As an example, below, it is referring to explanatory drawing about the method of manufacturing the chemical sensor of this invention.
FIG. 3 is a cross-sectional view showing the method of manufacturing the chemical sensor of the present invention in the order of steps.
As shown in FIG. 3A, first, a
次いで、図３（ｂ）に示すように、ポジ型フォトレジスト１５をスピンコートし、その後、フォトマスク１７を重ね、マスクアライナーを用いて、電極部分を紫外線によって露光し、アルカリ現像を行う。次いで、得られた基板をイオンビームシステムのスパッタリングチャンバー中に入れ、白金のスパッタリング１７を行なう（図３（ｃ）参照）。次いで、ポジ型フォトレジスト１９をスピンコートした後、銀２１のスパッタリングを行なう（図３（ｄ）参照）。
Next, as shown in FIG. 3B, a
次いで、リフトオフ工程によって白金電極２３及び銀電極を形成した後、アセトン等の溶媒を用いてフォトレジスト１９、及びシリコンウェハ１１を除去し、次いで、銀電極を電気化学的に塩素化して銀／塩化銀電極２５を形成する（図３（ｅ）参照）。次いで、得られた基板の両面に、一般式（１）で表わされる繰り返し構造を有する高分子化合物のエタノール溶液を用いてディップコートを行い、基板の一部である樹脂層２７及びガス透過層２９を形成し、本発明の化学センサを得る（図３（ｆ）参照）。
Next, after the
本発明のバイオセンサは、上述した、本発明の化学センサを製造する方法において、反応そう２９を得るための高分子化合物のエタノール溶液中に酵素を混合させておくことによって製造することができ、このような操作により、ガス透過層中に酵素が含有される、本発明のバイオセンサが得られる。
The biosensor of the present invention can be produced by mixing an enzyme in an ethanol solution of a polymer compound for obtaining the
本発明の第二の実施の形態に係るバイオセンサは、ガス透過層上に酵素固定化膜が形成されている（図２参照）。
図２に示すバイオセンサにおいては、図１に示すものと構成はほぼ同一であり、ガス透過層９上に酵素固定化膜１１が形成されている点のみが図１に示すものと異なっている。酵素固定膜１１は、化学センサを作製した後に、酵素を、例えばエタノール等の溶媒に溶解した溶液をガス透過層９上に滴下し、乾燥して形成することができる。
In the biosensor according to the second embodiment of the present invention, an enzyme-immobilized membrane is formed on the gas permeable layer (see FIG. 2).
The biosensor shown in FIG. 2 has substantially the same configuration as that shown in FIG. 1 and differs from that shown in FIG. 1 only in that an enzyme-immobilized
本発明の第三の実施の形態に係るバイオセンサは、上述した、本発明の化学センサの作用電極３及び対極・参照電極５と、前記ガス透過層９との間に、電解液層が設けられている。電解液層としては、例えば、テフロン膜等の担体に電解液を含浸させたものをいう。含浸させる電解液としては、例えば、ＫＣｌ、ＮａＣｌ、ＮａＨＣＯ３等を主成分とする液体が挙げられる。
In the biosensor according to the third embodiment of the present invention, an electrolyte layer is provided between the working
以下に、実施例を示して本発明を具体的に説明するが、これらにより本発明は何ら制限を受けるものではない。
実施例１
図３に示す方法を用いて、図１に示す化学センサ（過酸化水素センサ）を作製した。すなわち、ダミー基板としてのシリコンウェハ（５０ｍｍ×３ｍｍ）に、ポリジメチルシロキサン樹脂をスピンコートし、室温（約２５℃）で２４時間整地し、ポリジメチルシロキサン樹脂（ダウコーニング東レ（株）製、Silpot 184）を硬化させ、３５０μｍの厚みのポリジメチルシロキサンからなる層を形成した。
Hereinafter, the present invention will be specifically described with reference to examples. However, the present invention is not limited to these examples.
Example 1
The chemical sensor (hydrogen peroxide sensor) shown in FIG. 1 was produced using the method shown in FIG. That is, a silicon wafer (50 mm × 3 mm) as a dummy substrate was spin-coated with polydimethylsiloxane resin, and grounded at room temperature (about 25 ° C.) for 24 hours. Polydimethylsiloxane resin (Dow Corning Toray Co., Ltd., Silpot 184) was cured to form a layer of polydimethylsiloxane having a thickness of 350 μm.
次いで、硬化したポリジメチルシロキサンからなる層の上に、ポジ型フォトレジスト（ロームアンドハースエレクトロニックマテリアルズ社製、Shipley S1818）をスピンコートし、次いでフォトマスクを重ね（６０℃、３０分間）、マスクアライナー（ユニオン光機（株）製、PEM-1000）を用いて、電極部分を紫外線によって露光し、次いで、アルカリ現像を行い、基板を得た。次いで、得られた基板をイオンビームスパッタリングシステムのスパッタリングチャンバー（エリオニクス（株）製、EIS-220）中に入れ、１９００Ｖの加速エネルギーを用いて、２００ｎｍ厚の白金のスパッタリングを行った。次いで、１９００Ｖの加速エネルギーにより、イオンビームスパッタリングシステムを用いて、３００ｎｍ厚の銀フィルムのスパッタリングを行った。 Next, a positive photoresist (Rohm and Haas Electronic Materials, Shipley S1818) is spin-coated on the cured polydimethylsiloxane layer, and then a photomask is overlaid (at 60 ° C. for 30 minutes). Using an aligner (PEM-1000, manufactured by Union Optical Machine Co., Ltd.), the electrode part was exposed to ultraviolet rays, and then alkali development was performed to obtain a substrate. Next, the obtained substrate was put into a sputtering chamber (EIS-220, manufactured by Elionix Co., Ltd.) of an ion beam sputtering system, and platinum having a thickness of 200 nm was sputtered using an acceleration energy of 1900V. Next, a silver film having a thickness of 300 nm was sputtered using an ion beam sputtering system with an acceleration energy of 1900V.
次いで、リフトオフ工程によって白金電極及び銀電極を形成し、アセトンを用いて洗浄を行い、フォトレジストを除去した。白金電極及び銀電極を、塩酸溶液（０．１モル／ｌ）に浸漬し、銀電極に、白金電極に対して−１１０ｍＶの電位を印加することにより、銀電極を電気化学的に塩素化し、銀／塩化銀電極を形成した。次いで、一般式（２）で表わされる繰り返し構造を有する高分子化合物（以下、ＰＭＤという）の１０重量％エタノール溶液を用いて、ＰＭＤを基板の両面にディップコートし、本発明の化学センサ（過酸化水素センサ）を得た。
得られた化学センサは柔軟性を有しており、いずれの方向に対しても、１．２倍以上伸展できるものであり、このように伸展した後であっても、その性能に変化はなかった。
Next, a platinum electrode and a silver electrode were formed by a lift-off process, washed with acetone, and the photoresist was removed. The silver electrode is electrochemically chlorinated by immersing the platinum electrode and the silver electrode in a hydrochloric acid solution (0.1 mol / l) and applying a potential of −110 mV to the platinum electrode with respect to the platinum electrode. A silver / silver chloride electrode was formed. Next, using a 10% by weight ethanol solution of a polymer compound having a repeating structure represented by the general formula (2) (hereinafter referred to as PMD), PMD was dip-coated on both surfaces of the substrate, and the chemical sensor of the present invention (peroxide A hydrogen oxide sensor) was obtained.
The obtained chemical sensor has flexibility and can extend 1.2 times or more in any direction, and its performance does not change even after extending in this way. It was.
実施例２
実施例１で得られた化学センサをＰＢＳ（５０ミリモル／Ｌ、ｐＨ７．０）に浸し、ＰＣ制御ポテンシオスタットを用い、対極・参照電極に対して６５０ｍＶの一定電圧をかけて、出力電流を測定した。結果を図４に示す。図４において、横軸は経過時間であり、縦軸は出力電流（μＡ）を表わし、グラフ中の矢印は過酸化水素を添加したことを示す。図４から明らかなように、過酸化水素のない条件下では、出力電流はほぼ０μｍＡであった。
Example 2
The chemical sensor obtained in Example 1 was immersed in PBS (50 mmol / L, pH 7.0), and a constant voltage of 650 mV was applied to the counter electrode / reference electrode using a PC control potentiostat, and the output current was It was measured. The results are shown in FIG. In FIG. 4, the horizontal axis represents the elapsed time, the vertical axis represents the output current (μA), and the arrow in the graph indicates that hydrogen peroxide has been added. As is apparent from FIG. 4, the output current was almost 0 μmA under the condition without hydrogen peroxide.
過酸化水素を、最終濃度が１ミリモル／ＬになるようにＰＢＳに加えたところ、出力電流は上昇し、約３μｍＡになった（出力電流値が最大値の９０％になるのに必要な時間は約５．９秒であった）。従って、実施例１で得られら化学センサ（過酸化水素センサ）は、過酸化水素と接触することによって出力電流が大きくなり、これにより、過酸化水素濃度を測定するためのセンサとして有用であることがわかった。 When hydrogen peroxide was added to PBS to a final concentration of 1 mmol / L, the output current increased to about 3 μA (the time required for the output current value to be 90% of the maximum value). Was about 5.9 seconds). Therefore, the chemical sensor (hydrogen peroxide sensor) obtained in Example 1 has a large output current when in contact with hydrogen peroxide, and is thus useful as a sensor for measuring the hydrogen peroxide concentration. I understood it.
実施例３
次に、過酸化水素濃度を代えて、実施例２と同様に出力電流の測定を行った。過酸化水素の濃度は、０．１０〜２．５０ミリモル／Ｌの間のものを用い測定を行った。結果を図５に示す。図５において、横軸は過酸化水素濃度を示し、縦軸は出力電流（μＡ）を示し、出力電流は、過酸化水素を所定の濃度になるように加えて２０〜３０秒後の平均値を示す。図５に示すように、過酸化水素濃度が０．２０〜２．００ミリモル／Ｌの間でグラフは直線を示し、この範囲の濃度の過酸化水素濃度の検出及び定量が可能であることが示された。
なお、この測定における相関係数は０．９９８であり、過酸化水素濃度と出力電流との関係は以下の式で表すことができる。
出力電流（μＡ）＝０．８３７＋４．２６×（過酸化水素濃度（ミリモル／Ｌ）
Example 3
Next, the output current was measured in the same manner as in Example 2 except that the hydrogen peroxide concentration was changed. The concentration of hydrogen peroxide was measured using a concentration between 0.10 and 2.50 mmol / L. The results are shown in FIG. In FIG. 5, the horizontal axis indicates the hydrogen peroxide concentration, the vertical axis indicates the output current (μA), and the output current is an average value after 20 to 30 seconds after adding hydrogen peroxide to a predetermined concentration. Indicates. As shown in FIG. 5, the graph shows a straight line when the hydrogen peroxide concentration is between 0.20 and 2.00 mmol / L, and it is possible to detect and quantify the hydrogen peroxide concentration within this range. Indicated.
The correlation coefficient in this measurement is 0.998, and the relationship between the hydrogen peroxide concentration and the output current can be expressed by the following equation.
Output current (μA) = 0.837 + 4.26 × (hydrogen peroxide concentration (mmol / L)
実施例４
ガス透過層を形成するための溶液として、ＰＭＤの１０重量％エタノール溶液に、β−Ｄ−グルコースオキシダーゼを０．５ｍｇ（１０ユニット）加えた溶液を用いた以外は、実施例１と同様に操作を行い、本発明のバイオセンサ（グルコースセンサ）を作製した。
Example 4
The same operation as in Example 1 was performed except that a solution obtained by adding 0.5 mg (10 units) of β-D-glucose oxidase to a 10 wt% ethanol solution of PMD was used as a solution for forming a gas permeable layer. The biosensor (glucose sensor) of the present invention was produced.
実施例５
過酸化水素に代え、グルコースを最終濃度が１ミリモル／ＬになるようにＰＢＳに加えた以外は、実施例２と同様にして出力電流を測定した。なお、グルコースの滴下は、測定開始後、１分及び２．８分後の２回行った。結果を図６に示す。図６において、横軸は経過時間であり、縦軸は出力電流（μＡ）を表わし、グラフ中の矢印はグルコースを滴下したことを示す。図６から明らかなように、グルコースのない条件下では、出力電流は約０．０４μＡであったが、グルコースを滴下することにより、出力電力は約０．０８μＡに上昇することがわかる。なお、２度目のグルコース滴下によっても出力電流は上昇した（なお、出力電流値が最大値の９０％になるように必要な時間は、約１５秒であった）。
従って、実施例４で得られたバイオセンサ（グルコースセンサ）は、グルコースと接触することによって出力電流が大きくなり、これにより、グルコース濃度を測定するためのセンサとして有用であることがわかった。
Example 5
The output current was measured in the same manner as in Example 2 except that instead of hydrogen peroxide, glucose was added to PBS so that the final concentration was 1 mmol / L. The glucose was dropped twice, 1 minute and 2.8 minutes after the start of measurement. The results are shown in FIG. In FIG. 6, the horizontal axis represents the elapsed time, the vertical axis represents the output current (μA), and the arrow in the graph indicates that glucose was dropped. As apparent from FIG. 6, the output current was about 0.04 μA under the condition without glucose, but it can be seen that the output power is increased to about 0.08 μA by dropping glucose. The output current also increased by the second glucose drop (note that the time required for the output current value to be 90% of the maximum value was about 15 seconds).
Therefore, it was found that the biosensor (glucose sensor) obtained in Example 4 has a large output current due to contact with glucose, and is thus useful as a sensor for measuring glucose concentration.
実施例６
次に、グルコース濃度を代えて、実施例５と同様に出力電流の測定を行った。グルコースの濃度は、０．０６〜２．００ミリモル／Ｌの間のものを用い測定を行った。結果を図７に示す。図７において、横軸はグルコース濃度を示し、縦軸は出力電流（μＡ）を示し（縦軸は対数表示）、出力電流は、グルコースを所定の濃度になるようにＰＢＳに加えて４０〜６０秒後の平均値を示す。図７に示すように、過酸化水素濃度が０．０６〜２．００ミリモル／Ｌの間でグラフは直線を示し、この範囲の濃度の過酸化水素濃度の検出及び定量が可能であることが示された。なお、生体の正常グルコース濃度は０．１４ミリモル／Ｌであり、この濃度のグルコース濃度を測定可能であることがわかった。
なお、この測定における相関係数は０．９９７であり、グルコース濃度と出力電流との関係は以下の式で表すことができる。
出力電流（μＡ）＝０．１８３×（グルコース濃度（ミリモル／Ｌ））０．６３７ Example 6
Next, the output current was measured in the same manner as in Example 5 by changing the glucose concentration. The glucose concentration was measured using a concentration between 0.06 and 2.00 mmol / L. The results are shown in FIG. In FIG. 7, the horizontal axis indicates the glucose concentration, the vertical axis indicates the output current (μA) (the vertical axis indicates logarithm), and the output current is 40-60 in addition to PBS so that glucose has a predetermined concentration. Indicates the average value after 2 seconds. As shown in FIG. 7, the graph shows a straight line when the hydrogen peroxide concentration is between 0.06 and 2.00 mmol / L, and it is possible to detect and quantify the hydrogen peroxide concentration within this range. Indicated. The normal glucose concentration in the living body was 0.14 mmol / L, and it was found that the glucose concentration at this concentration could be measured.
The correlation coefficient in this measurement is 0.997, and the relationship between the glucose concentration and the output current can be expressed by the following equation.
Output current (μA) = 0.183 × (glucose concentration (mmol / L)) 0.637
１ 基板 ３ 作用電極
５ 対極・参照電極 ７ 電極系
９ ガス透過層 １０ 酵素固定化膜
１１ シリコンウェハ １３ ポリジメチルシロキサン樹脂
１５ ポジ型フォトレジスト １７ フォトマスク
１９ ポジ型フォトレジスト ２１ 銀
２３ 白金電極 ２５ 銀／塩化銀電極
２７ 樹脂層 ２９ ガス透過層
DESCRIPTION OF
Claims (10)
前記基板及び前記ガス透過層が、柔軟性を有することを特徴とする、化学センサ。 An electrode system including a substrate, at least a working electrode and a counter electrode / reference electrode provided on the substrate, and a gas permeable layer formed on the electrode system, and based on a current value obtained from the electrode system A chemical sensor for analyzing a specific component,
The chemical sensor, wherein the substrate and the gas permeable layer have flexibility.
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