JP2596017B2 - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
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- JP2596017B2 JP2596017B2 JP62292325A JP29232587A JP2596017B2 JP 2596017 B2 JP2596017 B2 JP 2596017B2 JP 62292325 A JP62292325 A JP 62292325A JP 29232587 A JP29232587 A JP 29232587A JP 2596017 B2 JP2596017 B2 JP 2596017B2
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Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、種々の微量の生体試料中の特定成分につい
て、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量する
ことのできるバイオセンサに関する。
て、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量する
ことのできるバイオセンサに関する。
従来の記述 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の操作を行なうことなく高精度に
定量する方式としては、第３図に示す様なバイオセンサ
を提案してきた（例えば特開昭61−294351号公報）。こ
のバイオセンサは、絶縁性の基板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、加熱乾燥する
ことにより、対極2.測定極3,参照極４からなる電極系を
形成する。次に、電極系を部分的に覆い、各々の電極の
電気化学的に作用する部分となる２′,3′,4′を残す様
に絶縁性ペーストを前記同様印刷し、加熱処理して絶縁
層５を形成する。次に、穴をあけた樹脂製の保持枠７を
絶縁層５に接着し、前記電極系２′,3′,4′を覆う様に
多孔体９を穴の中に保持し、さらに多孔体より小さい径
の開孔部を有する樹脂製カバー10を接着し、全体を一体
化する。上記多孔体には、酸化還元酵素と電子受容体が
担持されており、基質を含む試料液を多孔体に添加する
と、酵素反応が進行し、電子受容体が還元される。酵素
反応が終了した後、この還元された電子受容体を前記電
極で電気化学的に酸化し、この時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の操作を行なうことなく高精度に
定量する方式としては、第３図に示す様なバイオセンサ
を提案してきた（例えば特開昭61−294351号公報）。こ
のバイオセンサは、絶縁性の基板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、加熱乾燥する
ことにより、対極2.測定極3,参照極４からなる電極系を
形成する。次に、電極系を部分的に覆い、各々の電極の
電気化学的に作用する部分となる２′,3′,4′を残す様
に絶縁性ペーストを前記同様印刷し、加熱処理して絶縁
層５を形成する。次に、穴をあけた樹脂製の保持枠７を
絶縁層５に接着し、前記電極系２′,3′,4′を覆う様に
多孔体９を穴の中に保持し、さらに多孔体より小さい径
の開孔部を有する樹脂製カバー10を接着し、全体を一体
化する。上記多孔体には、酸化還元酵素と電子受容体が
担持されており、基質を含む試料液を多孔体に添加する
と、酵素反応が進行し、電子受容体が還元される。酵素
反応が終了した後、この還元された電子受容体を前記電
極で電気化学的に酸化し、この時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課題 この様な従来の構成では、尿や血清の様な低粘度のサ
ンプルでは微量を添加するだけで基質濃度が精度よく短
時間で測定できるが、全血のように、血球が混在する
と、電極表面に血球が付着して応答が大きく低下し、さ
らに高粘度のため、酵素反応が遅く、５分以上反応終了
までに時間がかかり測定値がばらついた。
ンプルでは微量を添加するだけで基質濃度が精度よく短
時間で測定できるが、全血のように、血球が混在する
と、電極表面に血球が付着して応答が大きく低下し、さ
らに高粘度のため、酵素反応が遅く、５分以上反応終了
までに時間がかかり測定値がばらついた。
本発明は、これらの点について種々検討した結果、電
極系と濾過膜を吸水性高分子で接着し、さらに多孔体と
一体化することにより、血液のような高粘度の生体試料
中の特定成分をも極めて容易に迅速かつ高精度に定量す
ることのできる安価なディスポーザブルタイプのバイオ
センサを提供するものである。
極系と濾過膜を吸水性高分子で接着し、さらに多孔体と
一体化することにより、血液のような高粘度の生体試料
中の特定成分をも極めて容易に迅速かつ高精度に定量す
ることのできる安価なディスポーザブルタイプのバイオ
センサを提供するものである。
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、絶縁性基板に少
なくとも測定極と対極からなる電極系を設け、酵素と電
子受容体と試料液を反応させ、前記反応に際しての物質
濃度変化を電気化学的に前記電極系で検知し、試料液中
の基質濃度を測定するバイオセンサにおいて、前記電極
系と濾過膜を吸水性高分子で接着し、さらにこれを多孔
体と一体化したものである。
なくとも測定極と対極からなる電極系を設け、酵素と電
子受容体と試料液を反応させ、前記反応に際しての物質
濃度変化を電気化学的に前記電極系で検知し、試料液中
の基質濃度を測定するバイオセンサにおいて、前記電極
系と濾過膜を吸水性高分子で接着し、さらにこれを多孔
体と一体化したものである。
作 用 本発明によれば、電極系をも含めたディスポーザブル
タイプのバイオセンサを構成することができ、試料液を
多孔体に添加することにより、極めて容易に基質濃度を
測定することができる。
タイプのバイオセンサを構成することができ、試料液を
多孔体に添加することにより、極めて容易に基質濃度を
測定することができる。
しかも、電極系と濾過膜を吸水性高分子で接着するこ
とにより、簡易に製造でき、かつ血液のような高粘度の
サンプルでも濾過膜からすみやかに電極上へ濾過でき、
気泡の形成や蛋白質等の妨害物質が電極表面に吸着する
ことを防ぎ、精度の良い測定が可能となった。
とにより、簡易に製造でき、かつ血液のような高粘度の
サンプルでも濾過膜からすみやかに電極上へ濾過でき、
気泡の形成や蛋白質等の妨害物質が電極表面に吸着する
ことを防ぎ、精度の良い測定が可能となった。
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、グリコースセンサについ
て説明する。第１図は、グルコースセンサの一実施例に
ついて示したもので、構成部分の分解図である。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
乾燥することにより、対極2,測定極3,参照極４からなる
電極系を形成する。次に、電極系を部分的に覆い、各々
の電極の電気化学的に作用する部分となる２′,3′,4′
（各1mm2）を残す様に、絶縁性ペーストを前記同様印刷
し、加熱処理して絶縁層を形成する。
て説明する。第１図は、グルコースセンサの一実施例に
ついて示したもので、構成部分の分解図である。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
乾燥することにより、対極2,測定極3,参照極４からなる
電極系を形成する。次に、電極系を部分的に覆い、各々
の電極の電気化学的に作用する部分となる２′,3′,4′
（各1mm2）を残す様に、絶縁性ペーストを前記同様印刷
し、加熱処理して絶縁層を形成する。
この電極系上に穴をあけた樹脂製の保持枠７を接着し
た。次に、保持枠７中の電極系２′,3′,4′の表面をセ
ルロース性の吸水性高分子の一種であるCMC6（カルボキ
シメチルセルロース）の0.5％水溶液を塗布し、さら
に、その上にポリカーボネート多孔体膜（孔径１μｍ）
を濾過膜８として設置し、自然乾燥させることにより電
極系を覆う様に固定化する。
た。次に、保持枠７中の電極系２′,3′,4′の表面をセ
ルロース性の吸水性高分子の一種であるCMC6（カルボキ
シメチルセルロース）の0.5％水溶液を塗布し、さら
に、その上にポリカーボネート多孔体膜（孔径１μｍ）
を濾過膜８として設置し、自然乾燥させることにより電
極系を覆う様に固定化する。
次にナイロン不織布に、酸化還元酵素としてグルコー
スオキシターゼ，電子受容体としてフェリシアン化カリ
ウムをリン酸緩衝液（PH5.6）に溶解した液を塗布して
減圧乾燥した多孔体９を保持枠の開孔部に置き、多孔体
より小さい径の開孔部を有する樹脂製カバー10を接着し
て全体を一体化する。この時、樹脂製カバー10が多孔体
を直接押さえつけるのではなく、多孔体とのすき間が少
なくとも200μｍはある様に保持枠７の厚みを調節して
おく。この一体化されたバイオセンサについて、測定極
３に沿った断面図を第２図に示す。
スオキシターゼ，電子受容体としてフェリシアン化カリ
ウムをリン酸緩衝液（PH5.6）に溶解した液を塗布して
減圧乾燥した多孔体９を保持枠の開孔部に置き、多孔体
より小さい径の開孔部を有する樹脂製カバー10を接着し
て全体を一体化する。この時、樹脂製カバー10が多孔体
を直接押さえつけるのではなく、多孔体とのすき間が少
なくとも200μｍはある様に保持枠７の厚みを調節して
おく。この一体化されたバイオセンサについて、測定極
３に沿った断面図を第２図に示す。
上記の様に構成したグルコースセンサの多孔体へ、試
料液としてグルコース標準液を滴下し、２分後に参照極
４′を基準にして測定極３′の電位をアノード方向へ＋
0.5Vのパルス電圧を印加し５秒後の電流を測定する。こ
の場合、添加されたグルコース標準液により、多孔体９
に担持されたグルコースオキシターゼとフェリシアン化
カリウムが溶解し、グルコースを酸化し、フェリシアン
化カリウムが同時に還元されてフェロシアン化カリウム
が生成する。この反応液が、ポリカーボネート多孔体膜
を通過し、CMC層をぬらして膨潤させ電極系上に液膜を
形成する。そこで、上記のパルス電圧の印加により、生
成したフェロシアン化カリウムの濃度に基づく酸化電流
が得られ、基質であるグルコース濃度に対応する。グル
コース濃度が700mg/dlまで良好な直線性が得られた。
料液としてグルコース標準液を滴下し、２分後に参照極
４′を基準にして測定極３′の電位をアノード方向へ＋
0.5Vのパルス電圧を印加し５秒後の電流を測定する。こ
の場合、添加されたグルコース標準液により、多孔体９
に担持されたグルコースオキシターゼとフェリシアン化
カリウムが溶解し、グルコースを酸化し、フェリシアン
化カリウムが同時に還元されてフェロシアン化カリウム
が生成する。この反応液が、ポリカーボネート多孔体膜
を通過し、CMC層をぬらして膨潤させ電極系上に液膜を
形成する。そこで、上記のパルス電圧の印加により、生
成したフェロシアン化カリウムの濃度に基づく酸化電流
が得られ、基質であるグルコース濃度に対応する。グル
コース濃度が700mg/dlまで良好な直線性が得られた。
上記のグルコースセンサに血液サンプルμを滴下し
て２分後の応答電流を測定すると、非常に再現性の良い
応答が得られた。血液の場合は、血球が混在しているた
め粘度が高く、酵素反応をすみやかに行なわせるのは非
常に難しく、従来では、遠心分離や撹拌するという操作
が不可欠であった。又、電極表面に蛋白質が付着して応
答がばらつく現象がみられた。しかし、孔径１μｍのポ
リカーボネート多孔体膜を濾過膜として用いると、血球
が濾過され、すみやかにCMC層に濾液が浸透していくた
め、血球の影響をうけずに反応がすすみ１分という短時
間で反応が終了した。又、CMC層が膨潤するため、濾過
膜が電極に密着するのを防止し、さらには電極表面に蛋
白質が付着するのを防ぐなど精度よく測定できた。
て２分後の応答電流を測定すると、非常に再現性の良い
応答が得られた。血液の場合は、血球が混在しているた
め粘度が高く、酵素反応をすみやかに行なわせるのは非
常に難しく、従来では、遠心分離や撹拌するという操作
が不可欠であった。又、電極表面に蛋白質が付着して応
答がばらつく現象がみられた。しかし、孔径１μｍのポ
リカーボネート多孔体膜を濾過膜として用いると、血球
が濾過され、すみやかにCMC層に濾液が浸透していくた
め、血球の影響をうけずに反応がすすみ１分という短時
間で反応が終了した。又、CMC層が膨潤するため、濾過
膜が電極に密着するのを防止し、さらには電極表面に蛋
白質が付着するのを防ぐなど精度よく測定できた。
センサの構成として、多孔体に酵素と電子受容体を同
時に担持するのでなく、ポリカーボネート多孔体膜にグ
ルコースオキシターゼを、多孔体にフェリシアン化カリ
ウムを別々に担持して一体化しても良好な測定ができ
る。さらに、別々に担持することにより、フェリシアン
化カリウムとグルコースオキシターゼが作成時、および
保存中に光や水分の影響で反応する危険がなくなり、よ
り簡易にセンサが作成でき、長期保存の信頼性も向上し
た。
時に担持するのでなく、ポリカーボネート多孔体膜にグ
ルコースオキシターゼを、多孔体にフェリシアン化カリ
ウムを別々に担持して一体化しても良好な測定ができ
る。さらに、別々に担持することにより、フェリシアン
化カリウムとグルコースオキシターゼが作成時、および
保存中に光や水分の影響で反応する危険がなくなり、よ
り簡易にセンサが作成でき、長期保存の信頼性も向上し
た。
吸水性高分子としては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。
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。
本発明のバイオセンサにおける一体化の方法としては
実施例に示した枠体、カバーなどの形や組み合わせに限
定されるものではない。又、酸化還元酵素と電子受容体
の組み合わせも前記実施例に限定されることはなく、本
発明の主旨に合致するものであれば用いることができ
る。一方、上記実施例においては、電極系として３電極
方式の場合について述べたが、対極と測定極からなる２
電極方式でも測定は可能である。
実施例に示した枠体、カバーなどの形や組み合わせに限
定されるものではない。又、酸化還元酵素と電子受容体
の組み合わせも前記実施例に限定されることはなく、本
発明の主旨に合致するものであれば用いることができ
る。一方、上記実施例においては、電極系として３電極
方式の場合について述べたが、対極と測定極からなる２
電極方式でも測定は可能である。
発明の効果 このように本発明のバイオセンサは、絶縁性基板、電
極系と濾過膜を吸水性高分子層で接着し、多孔体ととも
に一体化することにより、極めて容易に生体試料中の基
質濃度を測定することができた。さらに、吸水性高分子
層により、試料液中の妨害物質が電極表面に吸着するの
を防ぐため測定精度も向上した。
極系と濾過膜を吸水性高分子層で接着し、多孔体ととも
に一体化することにより、極めて容易に生体試料中の基
質濃度を測定することができた。さらに、吸水性高分子
層により、試料液中の妨害物質が電極表面に吸着するの
を防ぐため測定精度も向上した。
第１図は本発明の一実施例であるバイオセンサの分解斜
視図、第２図はその縦断面図、第３図は従来のバイオセ
ンサの縦断面図である。 １……絶縁性の基板、２……対極、３……測定極、４…
…参照極、５……絶縁層、６……吸水性高分子、７……
保持枠、８……濾過膜、９……多孔体、10……カバー。
視図、第２図はその縦断面図、第３図は従来のバイオセ
ンサの縦断面図である。 １……絶縁性の基板、２……対極、３……測定極、４…
…参照極、５……絶縁層、６……吸水性高分子、７……
保持枠、８……濾過膜、９……多孔体、10……カバー。
───────────────────────────────────────────────────── フロントページの続き (72)発明者 飯島 孝志 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61−213663（ＪＰ，Ａ)
Claims (2)
- 【請求項１】少なくとも測定極と対極からなる電極系を
設けた絶縁性基板を備え、酵素と電子受容体と試料液の
反応に際しての基質濃度の変化を電気化学的に測定する
バイオセンサにおいて、前記電極系と濾過膜を水溶性の
吸水性高分子により接着し、さらにこれを少なくとも電
子受容体を保持した多孔体と一体化したことを特徴とす
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、ゼラチン系、アクリル酸系、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 |
|---|---|---|---|
| JP62292325A JP2596017B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP62292325A JP2596017B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH01134245A JPH01134245A (ja) | 1989-05-26 |
| JP2596017B2 true JP2596017B2 (ja) | 1997-04-02 |
Family
ID=17780319
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP62292325A Expired - Fee Related JP2596017B2 (ja) | 1987-11-19 | 1987-11-19 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP2596017B2 (ja) |
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2022119086A1 (ko) * | 2020-12-02 | 2022-06-09 | 동우 화인켐 주식회사 | 패치형 바이오센서 |
Families Citing this family (7)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| 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 |
| US6338790B1 (en) | 1998-10-08 | 2002-01-15 | Therasense, Inc. | Small volume in vitro analyte sensor with diffusible or non-leachable redox mediator |
| JP4208879B2 (ja) * | 2003-05-15 | 2009-01-14 | パナソニック株式会社 | センサ |
| JP2017078723A (ja) * | 2017-01-19 | 2017-04-27 | デンカ生研株式会社 | 簡易メンブレンアッセイ法及びキット |
| JP7271502B2 (ja) * | 2017-03-22 | 2023-05-11 | フェポッド・オイ・リミテッド | オピオイドの検出のための電気化学アッセイ |
| JP6653847B1 (ja) * | 2019-07-18 | 2020-02-26 | 株式会社ファーストスクリーニング | 電気化学センサユニット |
| JP6694627B1 (ja) * | 2019-12-23 | 2020-05-20 | 株式会社ファーストスクリーニング | 電気化学センサユニット |
Family Cites Families (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPH0640087B2 (ja) * | 1985-03-19 | 1994-05-25 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
-
1987
- 1987-11-19 JP JP62292325A patent/JP2596017B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| WO2022119086A1 (ko) * | 2020-12-02 | 2022-06-09 | 동우 화인켐 주식회사 | 패치형 바이오센서 |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPH01134245A (ja) | 1989-05-26 |
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Legal Events
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|---|---|---|---|
| LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |