JP2502635B2 - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
- Publication number
- JP2502635B2 JP2502635B2 JP62292324A JP29232487A JP2502635B2 JP 2502635 B2 JP2502635 B2 JP 2502635B2 JP 62292324 A JP62292324 A JP 62292324A JP 29232487 A JP29232487 A JP 29232487A JP 2502635 B2 JP2502635 B2 JP 2502635B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- enzyme
- water
- absorbing polymer
- biosensor
- 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
Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、種々の微量の試料液中の基質濃度につい
て、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量する
ことのできる、ディスポーザブルタイプのバイオセンサ
に関するものである。
て、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量する
ことのできる、ディスポーザブルタイプのバイオセンサ
に関するものである。
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うことなく簡易に定量しうる
方式として、特開昭61−294351号公報に記載のバイオセ
ンサを提案した。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カーボンなどからなる電極
系を形成し、この上を酸化還元酵素と電子受容体を担持
した多孔体で覆い全体を一体化したものである。試料液
を多孔体上へ滴下すると、多孔体に担持されている酸化
還元酵素と電子受容体が試料液に溶解し、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。
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。
料液の希釈や攪拌などを行うことなく簡易に定量しうる
方式として、特開昭61−294351号公報に記載のバイオセ
ンサを提案した。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カーボンなどからなる電極
系を形成し、この上を酸化還元酵素と電子受容体を担持
した多孔体で覆い全体を一体化したものである。試料液
を多孔体上へ滴下すると、多孔体に担持されている酸化
還元酵素と電子受容体が試料液に溶解し、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。
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。
発明が解決しようとする問題点 この様な従来の構成においては、電極系を含む基板面
の濡れが必ずしも一様とならないなどの点から、多孔体
と基板面の間に気泡が残留し、応答電流に影響を与える
場合があった。また、電極に吸着しやすい物質が試料液
中に共存すると、応答電流の変動が見うけられた。
の濡れが必ずしも一様とならないなどの点から、多孔体
と基板面の間に気泡が残留し、応答電流に影響を与える
場合があった。また、電極に吸着しやすい物質が試料液
中に共存すると、応答電流の変動が見うけられた。
問題点を解決するための手段 本発明は上記問題点を解決するため、絶縁性の基板に
少くとも測定極と対極とからなる電極系を設け、酵素と
電子受容体と試料液を反応させ、この反応に際しての物
質濃度変化を電気化学的に電極系で検知し試料液中の基
質濃度を測定するバイオセンサにおいて、電極系上に、
吸水性高分子層と、酵素と吸水性高分子の混合物からな
る酵素反応層とを設けたものである。
少くとも測定極と対極とからなる電極系を設け、酵素と
電子受容体と試料液を反応させ、この反応に際しての物
質濃度変化を電気化学的に電極系で検知し試料液中の基
質濃度を測定するバイオセンサにおいて、電極系上に、
吸水性高分子層と、酵素と吸水性高分子の混合物からな
る酵素反応層とを設けたものである。
作用 上記構成により、電極上へ降下した試料液は酵素反応
層に吸収され、吸水性高分子層に達してこれをゲル化す
るため電極上に密着しかつ電極面を十分に覆ったゲル層
が安定に形成されるため、電極の濡れの不均一性や気泡
の残留を解消でき、かつ吸着物質の影響も低減できるな
ど安定した応答特性が得られる。
層に吸収され、吸水性高分子層に達してこれをゲル化す
るため電極上に密着しかつ電極面を十分に覆ったゲル層
が安定に形成されるため、電極の濡れの不均一性や気泡
の残留を解消でき、かつ吸着物質の影響も低減できるな
ど安定した応答特性が得られる。
実施例 以下、本発明の一実施例について説明する。
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図はグルコースセンサの一実施例についての断面
図であり、第２図はその構成部分を分解斜視図で示した
ものである。
図であり、第２図はその構成部分を分解斜視図で示した
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基板１に
スクリーン印刷により導電性カーボンペーストを印刷
し、加熱乾燥して測定極２と対極３からなる電極系と、
それぞれのリード部２′,3′を形成する。次に電極系を
部分的に覆い、一定の電極面積が得られるように絶縁性
ペーストを前記同様に印刷，乾燥して絶縁層４を形成す
る。多孔体７は保持枠５で保持されており、フェリシア
ン化カリウム300mgをリン酸緩衝液（pH5.6）1mlに溶解
した液をセルロース紙に含浸・乾燥して作製したもので
ある。６は酵素反応層であり、以下の様にして電極上に
形成した。まず、吸水性高分子としてカルボキシメチル
セルロースを用い、このものの0.5wt％水溶液10μｌを
電極系の上へ展開・乾燥し、膜厚１μｍ程度の吸水性高
分子層を形成した。次に酵素としてグルコースオキシダ
ーゼ200ユニットを前記のカルボキシメチルセルロース
水溶液1mlに溶解した溶液５μｌを上記の吸水性高分子
層上へ展開・乾燥して、酵素と吸水性高分子の混合物層
を形成した。この様にして得られた酵素反応層は、乾燥
時２μｍ程度の膜厚を有するものであり、カーボン電極
近傍はカルボキシメチルセルロース主体の層からなり、
この上にグルコースオキシダーゼとカルボキシメチルセ
ルロースの均一混合物主体の層から成っているものと推
定される。
スクリーン印刷により導電性カーボンペーストを印刷
し、加熱乾燥して測定極２と対極３からなる電極系と、
それぞれのリード部２′,3′を形成する。次に電極系を
部分的に覆い、一定の電極面積が得られるように絶縁性
ペーストを前記同様に印刷，乾燥して絶縁層４を形成す
る。多孔体７は保持枠５で保持されており、フェリシア
ン化カリウム300mgをリン酸緩衝液（pH5.6）1mlに溶解
した液をセルロース紙に含浸・乾燥して作製したもので
ある。６は酵素反応層であり、以下の様にして電極上に
形成した。まず、吸水性高分子としてカルボキシメチル
セルロースを用い、このものの0.5wt％水溶液10μｌを
電極系の上へ展開・乾燥し、膜厚１μｍ程度の吸水性高
分子層を形成した。次に酵素としてグルコースオキシダ
ーゼ200ユニットを前記のカルボキシメチルセルロース
水溶液1mlに溶解した溶液５μｌを上記の吸水性高分子
層上へ展開・乾燥して、酵素と吸水性高分子の混合物層
を形成した。この様にして得られた酵素反応層は、乾燥
時２μｍ程度の膜厚を有するものであり、カーボン電極
近傍はカルボキシメチルセルロース主体の層からなり、
この上にグルコースオキシダーゼとカルボキシメチルセ
ルロースの均一混合物主体の層から成っているものと推
定される。
上記構成のグルコースセンサの多孔体上へ試料液とし
てグルコース標準液を滴下し、２分後に測定極をアノー
ドとして対極との間に500mVの電圧を印加し、５秒後の
電流値を測定した。滴下された試料液は多孔体に担持さ
れたフェリシアン化カリウムを溶解し、電極上へ降下す
る。ここで、試料液は、吸水性高分子に吸収され、電極
上に密着し、電極系を覆ったフェリシアン化カリウム、
グルコースオキシダーゼを含む吸水性高分子による水溶
性ゲルからなる酵素反応層が形成される。このため、気
泡の残留なども起らず安定した応答電流が得られる。
てグルコース標準液を滴下し、２分後に測定極をアノー
ドとして対極との間に500mVの電圧を印加し、５秒後の
電流値を測定した。滴下された試料液は多孔体に担持さ
れたフェリシアン化カリウムを溶解し、電極上へ降下す
る。ここで、試料液は、吸水性高分子に吸収され、電極
上に密着し、電極系を覆ったフェリシアン化カリウム、
グルコースオキシダーゼを含む吸水性高分子による水溶
性ゲルからなる酵素反応層が形成される。このため、気
泡の残留なども起らず安定した応答電流が得られる。
上記の電圧印加により、酵素反応で生成したフェロシ
アン化カリウムが測定極で酸化され、このとき得られる
電流値は試料液中のグルコース濃度に対応している。
アン化カリウムが測定極で酸化され、このとき得られる
電流値は試料液中のグルコース濃度に対応している。
第３図に応答電流とグルコース濃度の関係を示す。図
中Ａは上記に述べた酵素反応層を設けた場合である。一
方Ｂは、予め吸水性高分子層を形成することなくグルコ
ースオキシダーゼとカルボキシメチルセルロースの混合
物層のみで酵素反応層を形成した以外はＡと同様に作成
した場合である。本発明のＡは良好な直線性を有し、か
つＢに比較して感度も高い。この感度の向上は、予め吸
水性高分子層を形成することにより、酵素タンパクの電
極への吸着が低減されたものによるものと推定される。
中Ａは上記に述べた酵素反応層を設けた場合である。一
方Ｂは、予め吸水性高分子層を形成することなくグルコ
ースオキシダーゼとカルボキシメチルセルロースの混合
物層のみで酵素反応層を形成した以外はＡと同様に作成
した場合である。本発明のＡは良好な直線性を有し、か
つＢに比較して感度も高い。この感度の向上は、予め吸
水性高分子層を形成することにより、酵素タンパクの電
極への吸着が低減されたものによるものと推定される。
一方、図には示していないが、電極系の上へ上記の様
に酵素反応層、および吸水性高分子層も形成せずに、酵
素を多孔体にフェリシアン化カリウムとともに担持した
場合には、電極上に気泡が残留する場合が見うけられ、
応答電流が不安定である。
に酵素反応層、および吸水性高分子層も形成せずに、酵
素を多孔体にフェリシアン化カリウムとともに担持した
場合には、電極上に気泡が残留する場合が見うけられ、
応答電流が不安定である。
本発明の利点としては、上記以外に、酵素を効率的に
利用できる点がある。これは、吸水性高分子と酵素の混
合物層を形成しているので、試料液が吸収された酵素反
応層中で、むだなく、円滑に酵素反応を進行させること
ができ、用いる酵素量も微量で良い。
利用できる点がある。これは、吸水性高分子と酵素の混
合物層を形成しているので、試料液が吸収された酵素反
応層中で、むだなく、円滑に酵素反応を進行させること
ができ、用いる酵素量も微量で良い。
水を吸収してゲル化する吸水性高分子として、天然高
分子類では、デンプン系、セルロース系、アルギン酸
系、ガム類、タンパク質系などがあり、合成高分子類で
は、ビニル系、アクリル酸系、無水マレイン酸系、水性
ウレタン系、ポリ電解質系など種々あるが、特に、デン
プン系、カルボキシメチルセルロース系、ゼラチン系、
アクリル酸塩系、ビニルアルコール系、ビニルピロリド
ン系、無水マレイン酸系のものが好ましい。これらは、
単独または混合物、共重合体であっても良い。これらの
高分子は容易に水溶液とすることができるので、適当な
濃度の水溶液を塗布、乾燥することにより、必要な厚さ
の薄膜を電極上に直接形成することができる。
分子類では、デンプン系、セルロース系、アルギン酸
系、ガム類、タンパク質系などがあり、合成高分子類で
は、ビニル系、アクリル酸系、無水マレイン酸系、水性
ウレタン系、ポリ電解質系など種々あるが、特に、デン
プン系、カルボキシメチルセルロース系、ゼラチン系、
アクリル酸塩系、ビニルアルコール系、ビニルピロリド
ン系、無水マレイン酸系のものが好ましい。これらは、
単独または混合物、共重合体であっても良い。これらの
高分子は容易に水溶液とすることができるので、適当な
濃度の水溶液を塗布、乾燥することにより、必要な厚さ
の薄膜を電極上に直接形成することができる。
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。
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。
また、電子受容体としては、上記実施例に用いたフェ
リシアン化カリウム以外にも、ｐ−ベンゾキノン、フェ
ナジンメトサルフェートなども使用できる。さらに、上
記実施例のセンサは酵素として、上記実施例のグルコー
スオキシダーゼ以外の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。
リシアン化カリウム以外にも、ｐ−ベンゾキノン、フェ
ナジンメトサルフェートなども使用できる。さらに、上
記実施例のセンサは酵素として、上記実施例のグルコー
スオキシダーゼ以外の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、電極系上
を、吸水性高分子層と、酵素と吸水性高分子の混合物か
らなる酵素反応層で覆うことにより、信頼性の高い応答
を得ることができる。
を、吸水性高分子層と、酵素と吸水性高分子の混合物か
らなる酵素反応層で覆うことにより、信頼性の高い応答
を得ることができる。
第１図は本発明の一実施例であるグルコースセンサの断
面図、第２図はその分解斜視図、第３図はグルコースセ
ンサの応答特性図である。 １……基板、２……測定極、３……対極、６……酵素反
応層。
面図、第２図はその分解斜視図、第３図はグルコースセ
ンサの応答特性図である。 １……基板、２……測定極、３……対極、６……酵素反
応層。
フロントページの続き (72)発明者 小松 きよみ 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 森垣 健一 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 小林 茂雄 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 昭63−58149（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】絶縁性基板に少くとも測定極と対極からな
る電極系を設け、酵素と電子受容体と試料液の反応に際
しての物質濃度変化を前記電極系で電気化学的に検知
し、前記試料液中の基質濃度を測定するバイオセンサに
おいて、前記電極系上には、吸水性高分子層と、酵素と
吸水性高分子との混合物からなる酵素反応層とを設けた
ことを特徴とするバイオセンサ。 - 【請求項２】吸水性高分子が、カルボキシメチルセルロ
ース系、ビニルピロリドン系、デンプン系、ゼラチン
系、アクリル酸塩系、ビニルアルコール系、無水マレイ
ン酸系からなる群のいずれかもしくはそれらの混合物で
ある特許請求の範囲第１項記載のバイオセンサ。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62292324A JP2502635B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62292324A JP2502635B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01134244A JPH01134244A (ja) | 1989-05-26 |
| JP2502635B2 true JP2502635B2 (ja) | 1996-05-29 |
Family
ID=17780307
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62292324A Expired - Lifetime JP2502635B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2502635B2 (ja) |
Families Citing this family (25)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US5508171A (en) * | 1989-12-15 | 1996-04-16 | Boehringer Mannheim Corporation | Assay method with enzyme electrode system |
| DE69020908T2 (de) * | 1989-12-15 | 1996-02-15 | Boehringer Mannheim Corp | Redox-vermittlungs-reagenz und biosensor. |
| JPH04113262A (ja) * | 1990-09-04 | 1992-04-14 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサおよびその製造法 |
| JP2671693B2 (ja) * | 1991-03-04 | 1997-10-29 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサおよびその製造法 |
| JP3394262B2 (ja) | 1997-02-06 | 2003-04-07 | セラセンス、インク． | 小体積インビトロ被検体センサー |
| US5997817A (en) | 1997-12-05 | 1999-12-07 | Roche Diagnostics Corporation | Electrochemical biosensor test strip |
| US6175752B1 (en) | 1998-04-30 | 2001-01-16 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8465425B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-06-18 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8480580B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-07-09 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US9066695B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-06-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8974386B2 (en) | 1998-04-30 | 2015-03-10 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8688188B2 (en) | 1998-04-30 | 2014-04-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US8346337B2 (en) | 1998-04-30 | 2013-01-01 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| US6591125B1 (en) | 2000-06-27 | 2003-07-08 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| US6560471B1 (en) | 2001-01-02 | 2003-05-06 | Therasense, Inc. | Analyte monitoring device and methods of use |
| US7381184B2 (en) | 2002-11-05 | 2008-06-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Sensor inserter assembly |
| US7811231B2 (en) | 2002-12-31 | 2010-10-12 | Abbott Diabetes Care Inc. | Continuous glucose monitoring system and methods of use |
| USD914881S1 (en) | 2003-11-05 | 2021-03-30 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte sensor electronic mount |
| WO2005089103A2 (en) | 2004-02-17 | 2005-09-29 | Therasense, Inc. | Method and system for providing data communication in continuous glucose monitoring and management system |
| US7766829B2 (en) | 2005-11-04 | 2010-08-03 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for providing basal profile modification in analyte monitoring and management systems |
| US8226891B2 (en) | 2006-03-31 | 2012-07-24 | Abbott Diabetes Care Inc. | Analyte monitoring devices and methods therefor |
| US7620438B2 (en) | 2006-03-31 | 2009-11-17 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and system for powering an electronic device |
| US8123686B2 (en) | 2007-03-01 | 2012-02-28 | Abbott Diabetes Care Inc. | Method and apparatus for providing rolling data in communication systems |
| US20100213057A1 (en) | 2009-02-26 | 2010-08-26 | Benjamin Feldman | Self-Powered Analyte Sensor |
-
1987
- 1987-11-19 JP JP62292324A patent/JP2502635B2/ja not_active Expired - Lifetime
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01134244A (ja) | 1989-05-26 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP2502635B2 (ja) | バイオセンサ | |
| EP0636879B1 (en) | Method for producing a biosensor | |
| US6656702B1 (en) | Biosensor containing glucose dehydrogenase | |
| JPH0654304B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPS63317757A (ja) | グルコ−スセンサ | |
| JPH1142098A (ja) | 基質の定量法 | |
| JPH0850113A (ja) | バイオセンサおよびその製造方法 | |
| JPH0816664B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造法 | |
| JP2502665B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPH11344462A (ja) | 基質の定量法 | |
| JPH06109693A (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた測定方法 | |
| JP3437016B2 (ja) | バイオセンサおよびそれを用いた基質の定量方法 | |
| JP2596017B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP2502656B2 (ja) | バイオセンサの製造法 | |
| JPH0820400B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JPH07114705B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3070818B2 (ja) | バイオセンサおよびその製造方法 | |
| JP2000081408A (ja) | バイオセンサ | |
| JP3333183B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3222985B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3518932B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3078966B2 (ja) | 乳酸センサ | |
| JP3115167B2 (ja) | バイオセンサ | |
| JP3163218B2 (ja) | バイオセンサの製造法 | |
| JPH0758272B2 (ja) | グルコ−スセンサ |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| EXPY | Cancellation because of completion of term | ||
| FPAY | Renewal fee payment (prs date is renewal date of database) |
Free format text: PAYMENT UNTIL: 20080313 Year of fee payment: 12 |