JP2020085759A - Glucose sensor reagent - Google Patents
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Abstract
Description
試料中のグルコースをグルコース脱水素酵素を用いて電気化学的に測定する技術に関する発明が開示される。 An invention relating to a technique for electrochemically measuring glucose in a sample using glucose dehydrogenase is disclosed.
グルコース脱水素酵素を利用してグルコースを測定するグルコースセンサが知られている。このようなグルコースセンサは、一般に、少なくとも作用極と対極を含む２つ以上の電極を備えており、電極上に、キャビティを形成するためのスペーサを貼り合わせ、キャビティの一部に酵素、メディエータなどを含む試薬層を形成し、カバーを貼り合わせた構造を有する。 Glucose sensors that measure glucose using glucose dehydrogenase are known. Such a glucose sensor is generally provided with two or more electrodes including at least a working electrode and a counter electrode, a spacer for forming a cavity is attached onto the electrodes, and an enzyme, a mediator, etc. are attached to a part of the cavity. And a cover is attached.
キャビティに、検体（血液、間質液、汗など）が入ると、検体に含まれるグルコース（基質）を酵素が分解し、同時にメディエータ（電極活物質）を還元する。ここで、電極に所定の電圧を印加すると、電気化学反応により、還元されたメディエータが逆に酸化される。このとき発生する酸化電流を測定することで、グルコース量を検出することができる。 When a sample (blood, interstitial fluid, sweat, etc.) enters the cavity, the enzyme decomposes glucose (substrate) contained in the sample and simultaneously reduces the mediator (electrode active material). Here, when a predetermined voltage is applied to the electrodes, the reduced mediator is reversely oxidized by the electrochemical reaction. The amount of glucose can be detected by measuring the oxidation current generated at this time.
カーボンナノチューブ（以下、「ＣＮＴ」と略すことがある）などの導電性微粒子を用いて、酵素と電極との間での電子伝達を直接（メディエータを用いることなく）行わせ、電流を測定することも検討されている。例えば、特許文献１には、グルコース脱水素酵素、水溶性導電性ポリマーおよび導電性微粒子を含むグルコースセンサの試薬層が開示されている。 Conducting electron transfer between an enzyme and an electrode directly (without using a mediator) using conductive fine particles such as carbon nanotubes (hereinafter sometimes abbreviated as “CNT”) and measuring current. Are also being considered. For example, Patent Document 1 discloses a reagent layer of a glucose sensor containing glucose dehydrogenase, a water-soluble conductive polymer, and conductive fine particles.
精度良くグルコースの測定を可能にする手段を提供することが１つの課題である。 One of the problems is to provide a means that enables accurate glucose measurement.
下記に代表される発明が提供される。
項１．直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下のカーボンナノチューブからなる、グルコース脱水素酵素と電極との間の電子伝達補助剤。
項２．グルコース脱水素酵素と電極との間の電子伝達を促進するための直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下のカーボンナノチューブの使用。
項３．直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下のカーボンナノチューブ、グルコース脱水素酵素、及び分散剤を含む、グルコースセンサ用試薬。
項４．直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下のカーボンナノチューブ、グルコース脱水素酵素、及び分散剤を含む層を有する電極。
項５．項４に記載の電極を有する、グルコースセンサ。
The invention represented by the following is provided.
Item 1. An electron transfer aid between a glucose dehydrogenase and an electrode, which is composed of carbon nanotubes having a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less.
Item 2. Use of carbon nanotubes having a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less to promote electron transfer between glucose dehydrogenase and an electrode.
Item 3. A glucose sensor reagent containing a carbon nanotube having a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less, glucose dehydrogenase, and a dispersant.
Item 4. An electrode having a layer containing a carbon nanotube having a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less, glucose dehydrogenase, and a dispersant.
Item 5. A glucose sensor having the electrode according to item 4.
精度良いグルコースの測定を可能にする。 Enables accurate glucose measurement.
カーボンナノチューブは、直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下の大きさを有することが好ましい。直径が０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下であることにより、グルコース脱水素酵素（以下、「ＧＤＨ」とも称する。）の活性中心の凹みに入ることが可能となり、活性中心で生じた電子をＣＮが直接受け取り、電極に伝達できるようになると考えられる。よって、直径０．４ｎｍ以上１．７ｎｍ以下のＣＮＴをグルコース脱水素酵素と電極との間の電子伝達補助剤として利用することができる。一実施形態において、ＣＮＴの直径は、０．８ｎｍ以上１．５ｎｍ以下が好ましい。カーボンナノチューブの直径は、ラマン分光法、光吸収スペクトル、近赤外蛍光分光法、透過電子顕微鏡（ＴＥＭ）又は原子間力顕微鏡（ＡＦＭ）によって測定することができる。一実施形態において、ＣＮＴは、単層ＣＮＴであることが好ましい。 The carbon nanotubes preferably have a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less. When the diameter is 0.4 nm or more and 1.7 nm or less, it becomes possible to enter the recess of the active center of glucose dehydrogenase (hereinafter, also referred to as “GDH”), and the electron generated at the active center is absorbed by CN. It is thought that it will be possible to directly receive and transmit it to the electrode. Therefore, CNTs having a diameter of 0.4 nm or more and 1.7 nm or less can be used as an electron transfer aid between the glucose dehydrogenase and the electrode. In one embodiment, the diameter of CNT is preferably 0.8 nm or more and 1.5 nm or less. The diameter of the carbon nanotube can be measured by Raman spectroscopy, light absorption spectrum, near infrared fluorescence spectroscopy, transmission electron microscope (TEM) or atomic force microscope (AFM). In one embodiment, the CNTs are preferably single-walled CNTs.
グルコース脱水素酵素は、電気化学的なグルコースの測定を可能にするものであれば特に制限されない。そのようなＧＤＨは多数知られているため、それらを適宜選択して使用することができる。例えば、フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）依存型グルコース脱水素酵素、ピロロキノリン（ＰＱＱ）依存型グルコース脱水素酵素、ニコチンアミドアデニンジヌクレオチド（ＮＡＤ）依存型グルコース脱水素酵素、及びニコチンアミドアデニンジヌクレオチドリン酸（ＮＡＤＰ）依存型グルコース脱水素酵素等が知られている。一実施形態において、ＧＤＨは、ＦＡＤＧＤＨであることが好ましい。 The glucose dehydrogenase is not particularly limited as long as it enables electrochemical measurement of glucose. Since many such GDHs are known, they can be appropriately selected and used. For example, flavin adenine dinucleotide (FAD)-dependent glucose dehydrogenase, pyrroloquinoline (PQQ)-dependent glucose dehydrogenase, nicotinamide adenine dinucleotide (NAD)-dependent glucose dehydrogenase, and nicotinamide adenine dinucleotide phosphorus Acid (NADP)-dependent glucose dehydrogenase and the like are known. In one embodiment, the GDH is preferably FADGDH.
ＧＤＨの由来は特に制限されない。ＧＤＨの由来としては、例えば、アスペルギルス属、ムコール属、タラロマイセス属、及びトリコデルマ属、ニューロスポラ属、モナスカス属、フサリウム属、サッカロマイセス属、ピキア属、キャンディダ属、シゾサッカロマイセス属、クリプトコッカス属、シゾフィリウム属、アジシジア属、アクチノムコール属、コレトトリチウム属、シルシネラ属、及びアースリニウム属等を挙げることができる。一実施形態において、ＧＤＨは、アスペルギルス属、ムコール属、アジシジア属、アクチノムコール属、コレトトリチウム属、シルシネラ属、又はアースリニウム属に由来することが好ましく、アスペルギルス属、ムコール属、又はシルシネラ属に由来することが更に好ましい。一実施形態において、ＧＤＨは、アスペルギルス・オリゼ、アスペルギルス・テレウス、ムコール・プライニ、ムコール・ヒエマリス、ムコール・スブチリシムス、又はシルシネラ・シンプレックスに由来するＦＡＤＧＤＨであることが好ましい。 The origin of GDH is not particularly limited. Examples of the origin of GDH include Aspergillus genus, Mucor genus, Talalomyces genus, and Trichoderma genus, Neurospora genus, Monascus genus, Fusarium genus, Saccharomyces genus, Pichia genus, Candida genus, Schizosaccharomyces genus, Cryptococcus genus, Schizophylium The genus, the genus Azicidia, the genus Actinomucor, the genus Choletotritium, the genus Circinella, the genus Astrinium and the like can be mentioned. In one embodiment, the GDH is preferably derived from Aspergillus, Mucor, Azidicia, Actinomucor, Choletotritium, Sirsinella, or Arthrinium, and is derived from Aspergillus, Mucor, or Sirsinella. More preferably. In one embodiment, the GDH is preferably FADGDH derived from Aspergillus oryzae, Aspergillus terreus, Mucor prinii, Mucor hiemaris, Mucor subtilisimus, or Silcineella simplex.
分散剤は、ＣＮＴの凝集（bundling）を防止することができる化合物であれば特に限定されない。分散剤としては、例えば、アニオン系化合物、カチオン系化合物およびノニオン系化合物から選択される少なくとも１種の化合物を用いることができる。 The dispersant is not particularly limited as long as it is a compound that can prevent CNT bundling. As the dispersant, for example, at least one compound selected from an anionic compound, a cationic compound and a nonionic compound can be used.
アニオン系化合物としては、例えば、コール酸ナトリウム、ドデシル硫酸ナトリウム、またはドデシルベンゼンスルホン酸ナトリウムが挙げられる。カチオン系化合物としては、例えば、セチルトリメチルアンモニウムブロミドが挙げられる。ノニオン系化合物としては、オクチルフェノールエトキシレート（ダウケミカル社製のＴｒｉｔｏｎ−Ｘ−１００、Ｔｒｉｔｏｎ−Ｘ−１１４、Ｔｒｉｔｏｎ−Ｘ−３０５、Ｔｒｉｔｏｎ−Ｘ−４０５など）、または、ポリソルベート類（ポリソルベート２０（Ｔｗｅｅｎ２０）、ポリソルベート４０（Ｔｗｅｅｎ４０）、ポリソルベート６０（Ｔｗｅｅｎ６０）、ポリソルベート８０（Ｔｗｅｅｎ８０）など）が挙げられる。 Examples of the anionic compound include sodium cholate, sodium dodecyl sulfate, and sodium dodecylbenzene sulfonate. Examples of cationic compounds include cetyl trimethyl ammonium bromide. Examples of nonionic compounds include octylphenol ethoxylates (Triton-X-100, Triton-X-114, Triton-X-305, Triton-X-405, etc. manufactured by Dow Chemical Co., Ltd.), or polysorbates (polysorbate 20 (Tween20). ), polysorbate 40 (Tween 40), polysorbate 60 (Tween 60), polysorbate 80 (Tween 80) and the like).
グルコースセンサ用試薬は、ＣＮＴ、ＧＤＨ及び分散剤を含むことが好ましく、例えば、適当な液体にＣＮＴ、ＧＤＨ、及び分散剤を添加することにより調製することができる。これらを分散させる液体としては、特に制限されないが、水またはｐＨ２〜ｐＨ１０の範囲の緩衝液であることが望ましく、例えば超純水、グリシン緩衝液、酢酸緩衝液、リン酸緩衝液、グッド緩衝液、トリス緩衝液が挙げられる。 The glucose sensor reagent preferably contains CNT, GDH and a dispersant, and can be prepared, for example, by adding CNT, GDH and a dispersant to a suitable liquid. The liquid in which these are dispersed is not particularly limited, but is preferably water or a buffer solution in the range of pH 2 to pH 10, and for example, ultrapure water, glycine buffer solution, acetate buffer solution, phosphate buffer solution, Good buffer solution. , Tris buffer.
グルコースセンサ用試薬のＣＮＴ、ＧＤＨ及び分散剤の配合割合はそれぞれ任意であるが、例えばＣＮＴは０．０２〜０．２％（ｗ／ｖ）、ＧＤＨは３〜３０Ｕ／μL、分散剤は０．２〜２％（ｗ／ｖ）配合することが好ましい。ここで、ＧＤＨ活性の単位「Ｕ」とは、濃度２００ｍＭのＤ−グルコース存在下で１分間に１マイクロモルのメディエーター（ＤＣＰＩＰ）を還元する酵素量である。 The mixing ratio of CNT, GDH and dispersant of the glucose sensor reagent is arbitrary, but for example, CNT is 0.02 to 0.2% (w/v), GDH is 3 to 30 U/μL, and dispersant is 0. It is preferable to add 0.2-2% (w/v). Here, the unit “U” of GDH activity is the amount of enzyme that reduces 1 μmol of mediator (DCPIP) in 1 minute in the presence of D-glucose at a concentration of 200 mM.
グルコースセンサ用試薬は、ＣＮＴによるＧＤＨと電極間の電子授受を促進する作用を阻害しない限り、更に任意の成分を含み得る。一実施形態において、試薬は、更に親水性高分子（カルボキシメチルセルロースなど）を含むことが好ましい。このような親水性高分子は、試薬で形成される層（試薬層）を電極の表面へ容易に固定化する作用、及び／又は、試料液中の夾雑物（血液中の血球など）をろ過する作用を有する。 The glucose sensor reagent may further contain any component as long as it does not inhibit the action of CNT to promote electron transfer between GDH and the electrode. In one embodiment, the reagent preferably further contains a hydrophilic polymer (such as carboxymethyl cellulose). Such a hydrophilic polymer has an effect of easily immobilizing a layer formed of a reagent (reagent layer) on the surface of the electrode and/or filtering contaminants (eg, blood cells in blood) in the sample solution. Has the effect of
試薬層が形成される電極の材料は、電極として機能する限り任意である。例えば、電極は、白金、金、パラジウムなどの貴金属、カーボン、銅、アルミニウム、ニッケル、チタン、ＩＴＯ（Ｉｎｄｉｕｍ Ｔｉｎ Ｏｘｉｄｅ：酸化インジウム錫）、又はＺｎＯ（酸化亜鉛）などで形成することができる。一実施形態において、試薬層が形成される電極は、白金、金、パラジウムなどの貴金属で形成されていることが好ましい。 The material of the electrode on which the reagent layer is formed is arbitrary as long as it functions as an electrode. For example, the electrode can be formed of a noble metal such as platinum, gold, or palladium, carbon, copper, aluminum, nickel, titanium, ITO (Indium Tin Oxide), ZnO (zinc oxide), or the like. In one embodiment, the electrode on which the reagent layer is formed is preferably formed of a noble metal such as platinum, gold or palladium.
電極の表面には、試薬層を形成し易くするために、親水性高分子膜が形成されていてもよい。親水性高分子膜としては、例えば、アセトニトリルプラズマ重合膜、カルボキシメチルセルロースやメチルセルロールなどの親水性高分子、または、ポリビニルピロリドンなどの両親媒性高分子からなる膜などが挙げられる。 A hydrophilic polymer film may be formed on the surface of the electrode to facilitate formation of the reagent layer. Examples of the hydrophilic polymer film include an acetonitrile plasma polymerized film, a hydrophilic polymer such as carboxymethylcellulose and methylcellulose, or a film made of an amphipathic polymer such as polyvinylpyrrolidone.
電極は、一般的に絶縁性の基板上に形成されている。絶縁性の基板としては、例えば、プラスチック（例えば、ＰＥＴ）、感光性材料、紙、ガラス、セラミック、または、生分解性材料などで形成されたものが挙げられる。 The electrodes are generally formed on an insulating substrate. Examples of the insulating substrate include those formed of plastic (for example, PET), photosensitive material, paper, glass, ceramic, or biodegradable material.
一実施形態において、試薬層が形成される電極は、作用極として絶縁性基板上に設けられる。グルコースセンサは、作用極以外に対極を含み、更に電極電位の測定時に電位の基準となる参照電極、及び試料が供給されたことを検知するための検知電極を含んでいてもよい。グルコースセンサは、更にポテンションスタット及び電流検出回路等のバイオセンサが通常備える構成を備えることができる。ポテンションスタット、及び電流検出回路等の具体的な構成は、センサが目的とする測定が可能である限り任意であり、当該技術分野に公知の手段から適宜選択して設計することができる。 In one embodiment, the electrode on which the reagent layer is formed is provided on the insulating substrate as a working electrode. The glucose sensor may include a counter electrode in addition to the working electrode, and may further include a reference electrode serving as a potential reference when measuring the electrode potential, and a detection electrode for detecting the supply of the sample. The glucose sensor may further include the configuration that a biosensor normally has, such as a potentiostat and a current detection circuit. Specific configurations of the potentiostat, the current detection circuit, and the like are arbitrary as long as the intended measurement can be performed by the sensor, and can be appropriately selected and designed from the means known in the art.
グルコースセンサは、通常測定器に装着されて使用される。測定器に装着されたグルコースセンサに試料（血液など）を供給すると、試料中の測定対象物質（グルコース）とＧＤＨが反応し、活性中心であるＦＡＤのごく近傍に設置されたＣＮＴへ、トンネル効果によって電子が伝達され、電流が生じる。グルコースセンサの作用極および対極と電気的に接続された測定器により、この電流を計測することで、試料に含まれる測定対象物質の定量が行われる。作用極と対極の間に電圧を印加した際に流れる電流は、分析対象物濃度と相関がある。電流値と予め作成した検量線から分析対象物の濃度を決定することができる。 The glucose sensor is usually attached to a measuring device for use. When a sample (blood, etc.) is supplied to the glucose sensor attached to the measuring instrument, the substance to be measured (glucose) in the sample reacts with GDH, and the tunnel effect is exerted on the CNT installed in the immediate vicinity of FAD, which is the active center. The electrons are transmitted by and the current is generated. By measuring this current with a measuring instrument electrically connected to the working electrode and the counter electrode of the glucose sensor, the substance to be measured contained in the sample is quantified. The current flowing when a voltage is applied between the working electrode and the counter electrode has a correlation with the analyte concentration. The concentration of the analyte can be determined from the current value and the calibration curve created in advance.
以下、実施例により本発明についてさらに詳細に説明するが、本発明はこれらに制限されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in more detail with reference to Examples, but the present invention is not limited thereto.
以下の（１）〜（５）のカーボンナノチューブのそれぞれの粉末３０ｍｇを２ｗ／ｖ％コール酸ナトリウム水溶液に懸濁し３０ｍＬの懸濁液を５種類調製した。
（１）単層カーボンナノチューブ、直径：０．８ｎｍ（中央値），０．７−０．９ｎｍ（測定法：近赤外蛍光分光法）（ＳＧ６５ｉ：Ｓｉｇｍａ−Ａｌｄｒｉｃｈ）
（２）単層カーボンナノチューブ、直径：１．０ｎｍ（中央値），０．５−１．５ｎｍ（測定法：ラマン分光法（ＲＢＭ））（ＭＥＩＪＯ ｅＤＩＰＳ ＥＣ１．０：（株）名城ナノカーボン）
（３）単層カーボンナノチューブ、直径：１．５ｎｍ（中央値），１．２−１．７ｎｍ（測定法：光吸収スペクトル）（ＳｕｐｅｒＰｕｒｅＴｕｂｅｓ：ＮａｎｏＩｎｔｅｇｒｉｓ）
（４）単層カーボンナノチューブ、直径：２．０ｎｍ（中央値），１．５−２．５ｎｍ（測定法：ラマン分光法（ＲＢＭ））（ＭＥＩＪＯ ｅＤＩＰＳ ＥＣ２．０：（株）名城ナノカーボン）
（５）多層カーボンナノチューブ、直径：１０ｎｍ（中央値），５−１５ｎｍ（測定法：ＴＥＭ）（ＮＣ７０００：Ｎａｎｏｃｙｌ）
30 mg of each powder of the following carbon nanotubes (1) to (5) was suspended in a 2 w/v% sodium cholate aqueous solution to prepare 5 types of 30 mL suspensions.
(1) Single-walled carbon nanotube, diameter: 0.8 nm (median), 0.7-0.9 nm (measurement method: near infrared fluorescence spectroscopy) (SG65i: Sigma-Aldrich)
(2) Single-walled carbon nanotube, diameter: 1.0 nm (median), 0.5-1.5 nm (measurement method: Raman spectroscopy (RBM)) (MEIJO eDIPS EC1.0: Meijo Nano Carbon Co., Ltd.)
(3) Single-walled carbon nanotube, diameter: 1.5 nm (median), 1.2-1.7 nm (measurement method: light absorption spectrum) (SuperPureTubes: NanoIntegras)
(4) Single-walled carbon nanotube, diameter: 2.0 nm (median), 1.5-2.5 nm (measurement method: Raman spectroscopy (RBM)) (MEIJO eDIPS EC2.0: Meijo Nanocarbon Co., Ltd.)
(5) Multi-walled carbon nanotube, diameter: 10 nm (median), 5-15 nm (measurement method: TEM) (NC7000: Nanocyl)
これらのカーボンナノチューブ懸濁液を１８℃でチップ型超音波破砕機（Ｂｒａｎｓｏｎ Ｓｏｎｉｆｉｅｒ ２５０Ｄ：日本エマソン株式会社を用いて出力３０％、１時間処理することによりカーボンナノチューブを分散させた。これらの超音波処理液を２１０，０００ｇ、２時間の超遠心にかけ上清の８０％を回収した。これらの回収液をアミコンウルトラ遠心式フィルターユニット １００ｋ（Ｍｅｒｃｋ）を用いて濃縮し、０．７５〜１．５ｍｇ／ｍＬのカーボンナノチューブ分散液を得た。 These carbon nanotube suspensions were treated with a chip-type ultrasonic crusher (Branson Sonifier 250D: Nippon Emerson Co., Ltd.) at an output of 30% for 1 hour to disperse the carbon nanotubes. The treated solution was subjected to ultracentrifugation at 210,000 g for 2 hours to recover 80% of the supernatant, and the recovered solution was concentrated using Amicon Ultra Centrifugal Filter Unit 100k (Merck) to obtain 0.75-1.5 mg. /ML of carbon nanotube dispersion liquid was obtained.
ＰＥＴシートに金を蒸着させ、１．６ｍｍ２の作用電極部位を持つ電極チップを作製した（図１）。上記（１）〜（５）のカーボンナノチューブの分散液０．９μＬと４０ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ７．４）に溶解したＦＡＤ−ＧＤＨ（２０Ｕ／ｍＬ）０．９μＬとを混合して作用電極部位に滴下し乾燥させた。
乾燥後、作用電極部位に２％ナフィオン液を０．９μＬ滴下し、乾燥させ、カーボンナノチューブ及びＦＡＤ−ＧＤＨを作用電極に固定化した。
Gold was vapor-deposited on the PET sheet to prepare an electrode chip having a working electrode portion of 1.6 mm 2 (FIG. 1). 0.9 μL of the carbon nanotube dispersion liquid of (1) to (5) above and 0.9 μL of FAD-GDH (20 U/mL) dissolved in 40 mM sodium phosphate buffer (pH 7.4) were mixed to form a working electrode. It was dropped on the site and dried.
After drying, 0.9 μL of 2% Nafion solution was dropped on the working electrode portion and dried to immobilize the carbon nanotubes and FAD-GDH on the working electrode.
電気化学アナライザー（ＡＬＳ／ＣＨＩ ６６０Ｂ：ビー・エー・エス社）の作用極に上記で作製した電極チップ、参照電極に銀／塩化銀電極、対極に白金線をセットした。この３電極をグルコースを含む４０ｍＭリン酸ナトリウム緩衝液（ｐＨ７．４）に浸漬し、サイクリックボルタンメトリーによる測定を実施した。０ｍＭ、１０ｍＭ、又は４８ｍＭのグルコース濃度についてそれぞれ測定したサイクリックボルタモグラムは図２（直径０．８ｎｍのカーボンナノチューブ）、図３（直径：１．０ｎｍのカーボンナノチューブ）、図４（直径：１．５ｎｍのカーボンナノチューブ）、図５（直径２．０ｎｍのカーボンナノチューブ）、図６（直径１０ｎｍのカーボンナノチューブ）に示すものとなった。このサイクリックボルタモグラムにおいて−０．８Ｖから＋０．８Ｖへ掃引する際の＋０．６Ｖの電流値は以下の通りであった。 The electrode chip prepared above was set as the working electrode of an electrochemical analyzer (ALS/CHI 660B: BAS Co., Ltd.), a silver/silver chloride electrode was set as the reference electrode, and a platinum wire was set as the counter electrode. The 3 electrodes were immersed in a 40 mM sodium phosphate buffer solution (pH 7.4) containing glucose, and measurement by cyclic voltammetry was performed. The cyclic voltammograms measured for glucose concentrations of 0 mM, 10 mM, or 48 mM are shown in FIG. 2 (carbon nanotubes with a diameter of 0.8 nm), FIG. 3 (carbon nanotubes with a diameter of 1.0 nm), and FIG. 4 (diameter: 1.5 nm). Carbon nanotubes), FIG. 5 (carbon nanotubes with a diameter of 2.0 nm), and FIG. 6 (carbon nanotubes with a diameter of 10 nm). In this cyclic voltammogram, the current value of +0.6V when sweeping from -0.8V to +0.8V was as follows.
以上の結果より、カーボンナノチューブの直径が２．０ｎｍ未満の場合により精度良くグルコースの測定が可能であることが示された。 From the above results, it was shown that glucose can be measured more accurately when the diameter of the carbon nanotube is less than 2.0 nm.
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Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2021060097A1 (en) * | 2019-09-26 | 2021-04-01 | 東洋紡株式会社 | Electrode having cnt-dispersed cmc layer |
| JP7522409B2 (en) | 2020-07-07 | 2024-07-25 | 東洋紡株式会社 | Application of CNT and fructose dehydrogenase to electrodes |
Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2016129273A1 (en) * | 2015-02-09 | 2016-08-18 | 国立大学法人東北大学 | Method for manufacturing enzyme electrode, and enzyme electrode |
| JP2017181367A (en) * | 2016-03-31 | 2017-10-05 | 東レ株式会社 | Conductive laminate |
| JP2018033325A (en) * | 2016-08-29 | 2018-03-08 | 国立研究開発法人産業技術総合研究所 | Reagent for glucose sensor, glucose sensor, method of producing glucose sensor, and glucose measuring device |
-
2018
- 2018-11-29 JP JP2018223447A patent/JP2020085759A/en active Pending
Patent Citations (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2016129273A1 (en) * | 2015-02-09 | 2016-08-18 | 国立大学法人東北大学 | Method for manufacturing enzyme electrode, and enzyme electrode |
| JP2017181367A (en) * | 2016-03-31 | 2017-10-05 | 東レ株式会社 | Conductive laminate |
| JP2018033325A (en) * | 2016-08-29 | 2018-03-08 | 国立研究開発法人産業技術総合研究所 | Reagent for glucose sensor, glucose sensor, method of producing glucose sensor, and glucose measuring device |
Cited By (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2021060097A1 (en) * | 2019-09-26 | 2021-04-01 | 東洋紡株式会社 | Electrode having cnt-dispersed cmc layer |
| JP7522409B2 (en) | 2020-07-07 | 2024-07-25 | 東洋紡株式会社 | Application of CNT and fructose dehydrogenase to electrodes |
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| Bairagi et al. | Electrochemically deposited dendritic poly (methyl orange) nanofilm on metal-carbon-polymer nanocomposite: a novel non-enzymatic electrochemical biosensor for cholesterol | |
| Oztekin et al. | Copper nanoparticle modified carbon electrode for determination of dopamine | |
| Eguílaz et al. | Single-walled carbon nanotubes covalently functionalized with polytyrosine: a new material for the development of NADH-based biosensors | |
| Yang et al. | A sensitive and selective electrochemical sensor based on N, P-Doped molybdenum Carbide@ Carbon/Prussian blue/graphite felt composite electrode for the detection of dopamine | |
| Ivnitski et al. | Direct bioelectrocatalysis of PQQ‐dependent glucose dehydrogenase | |
| Niu et al. | Platinum nanoparticle-decorated carbon nanotube clusters on screen-printed gold nanofilm electrode for enhanced electrocatalytic reduction of hydrogen peroxide | |
| Liu et al. | Highly sensitive and selective electrochemical detection of L-cysteine using nanoporous gold | |
| Haghighi et al. | Fabrication of a novel electrochemiluminescence glucose biosensor using Au nanoparticles decorated multiwalled carbon nanotubes | |
| Du et al. | One-step electrochemical deposition of Prussian Blue–multiwalled carbon nanotube nanocomposite thin-film: preparation, characterization and evaluation for H 2 O 2 sensing | |
| Zhang et al. | Non-enzymatic hydrogen peroxide photoelectrochemical sensor based on WO3 decorated core–shell TiC/C nanofibers electrode | |
| Li et al. | Core–shell TiC/C nanofiber arrays decorated with copper nanoparticles for high performance non-enzymatic glucose sensing | |
| Fard et al. | Modification of a disposable pencil graphite electrode with multiwalled carbon nanotubes: application to electrochemical determination of diclofenac sodium in some pharmaceutical and biological samples | |
| Guzsvány et al. | Screen-printed enzymatic glucose biosensor based on a composite made from multiwalled carbon nanotubes and palladium containing particles | |
| Yi et al. | A highly sensitive nonenzymatic glucose sensor based on nickel oxide–carbon nanotube hybrid nanobelts | |
| Shamsi et al. | Nickel oxide nanoparticles decorated graphene quantum dot as an effective electrode modifier for electrocatalytic oxidation and analysis of clozapine | |
| Honarmand et al. | Electroanalytical approach for determination of promethazine hydrochloride on gold nanoparticles-incorporated carbon paste electrode as a nanosensor | |
| Du et al. | A nanocomposite-based electrochemical sensor for non-enzymatic detection of hydrogen peroxide | |
| Roushani et al. | Development of sensitive amperometric hydrogen peroxide sensor using a CuNPs/MB/MWCNT-C60-Cs-IL nanocomposite modified glassy carbon electrode | |
| Spindola et al. | Evaluation of a novel composite based on functionalized multi-walled carbon nanotube and iron phthalocyanine for electroanalytical determination of isoniazid | |
| Luque et al. | Glucose biosensor based on the use of a carbon nanotube paste electrode modified with metallic particles | |
| Ensafi et al. | Electrocatalytic oxidation of captopril on a vinylferrocene modified carbon nanotubes paste electrode | |
| Mekawy et al. | Electrochemical detection of dihydronicotinamide adenine dinucleotide using Al2O3-GO nanocomposite modified electrode | |
| Sağlam et al. | Fabrication of Photoelectrochemical Glucose Biosensor in Flow Injection Analysis System Using ZnS/CdS‐Carbon Nanotube Nanocomposite Electrode | |
| Sornambikai et al. | Selective and low potential electrocatalytic oxidation and sensing of l-cysteine using metal impurity containing carbon black modified electrode | |
| Wang et al. | Sputtering deposition of gold nanoparticles onto vertically aligned carbon nanotubes for electroanalysis of uric acid |
Legal Events
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