JP2838484B2 - ガス測定用バイオセンサー及びその製造方法 - Google Patents
ガス測定用バイオセンサー及びその製造方法Info
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- G01N—INVESTIGATING OR ANALYSING MATERIALS BY DETERMINING THEIR CHEMICAL OR PHYSICAL PROPERTIES
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- C—CHEMISTRY; METALLURGY
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- C12Q—MEASURING OR TESTING PROCESSES INVOLVING ENZYMES, NUCLEIC ACIDS OR MICROORGANISMS; COMPOSITIONS OR TEST PAPERS THEREFOR; PROCESSES OF PREPARING SUCH COMPOSITIONS; CONDITION-RESPONSIVE CONTROL IN MICROBIOLOGICAL OR ENZYMOLOGICAL PROCESSES
- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
- C12Q1/002—Electrode membranes
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Description
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明はガス測定用バイオセンサ
ーに関し、特に気体状態の有機化学物質が酵素反応によ
り酸化するのを厚膜型電気化学素子を利用して測定する
ことのできるバイオセンサー及びその製造方法に関す
る。
ーに関し、特に気体状態の有機化学物質が酵素反応によ
り酸化するのを厚膜型電気化学素子を利用して測定する
ことのできるバイオセンサー及びその製造方法に関す
る。
【０００２】
【従来の技術】電気化学的測定法を利用したバイオセン
サーの場合、今まで酵素や微生物等の生体物質を電極の
表面に膜形態で固定化させて単一酵素や多段階酵素反応
の結果生成される電極活性物質をＨ2 Ｏ2 電極、酵素電
極、アンモニウムイオン（ＮＨ4 + ）選択性電極、ISFE
T （ion selective field effect transistor ：イオン
選択性電界効果トランジスタ）等の素子を利用して測定
する形態として開発された。米国特許４，６５５，８８
０では電極活性物質を測定し得る厚膜型電気化学素子の
上に多種類の酸化酵素（オキシダーゼ）を固定化させた
バイオセンサーが開示されている。
サーの場合、今まで酵素や微生物等の生体物質を電極の
表面に膜形態で固定化させて単一酵素や多段階酵素反応
の結果生成される電極活性物質をＨ2 Ｏ2 電極、酵素電
極、アンモニウムイオン（ＮＨ4 + ）選択性電極、ISFE
T （ion selective field effect transistor ：イオン
選択性電界効果トランジスタ）等の素子を利用して測定
する形態として開発された。米国特許４，６５５，８８
０では電極活性物質を測定し得る厚膜型電気化学素子の
上に多種類の酸化酵素（オキシダーゼ）を固定化させた
バイオセンサーが開示されている。
【０００３】一方、気体状態の化学物質を測定するには
酸化物半導体を利用したガスセンサーが多く利用されて
いるが、これはメタン、一酸化炭素等のような還元性ガ
スがセンサー表面で酸化する際に、伝導度を測定するも
のである。
酸化物半導体を利用したガスセンサーが多く利用されて
いるが、これはメタン、一酸化炭素等のような還元性ガ
スがセンサー表面で酸化する際に、伝導度を測定するも
のである。
【０００４】乾燥させた酵素による気相有機化学物質の
変換反応は、最近、ガス−固体生物反応器及び分析分野
において新しい概念として台頭しており、生物工学分野
において、これの活用に関する研究が進行されている。
例えば、アルコールデヒドロゲナーゼ（alcohol dehydr
ogenase ）とＮＡＤ（β−ニコチンアミドアデニンジヌ
クレオチド）（またはＮＡＤＨ）にアルブミンとグルタ
ルアルデヒド（glutaraldehyde）を処理した生物反応器
（bioreactor）を製作して気相の気質を利用して気相の
産物を生成する方法（Biotechnol Letters 8(11)：783-
784 ）とアルコールオキシダーゼ（alcohol oxidase ）
とカタラーゼをＤＥＡＥ−セルロース（cellulose ）や
コントロールドポアグラス（controlled pore glass:CP
G ）に吸着させた生物反応器を利用した方法（Biotechn
ol Bioeng 34:1178-1185）がある。
変換反応は、最近、ガス−固体生物反応器及び分析分野
において新しい概念として台頭しており、生物工学分野
において、これの活用に関する研究が進行されている。
例えば、アルコールデヒドロゲナーゼ（alcohol dehydr
ogenase ）とＮＡＤ（β−ニコチンアミドアデニンジヌ
クレオチド）（またはＮＡＤＨ）にアルブミンとグルタ
ルアルデヒド（glutaraldehyde）を処理した生物反応器
（bioreactor）を製作して気相の気質を利用して気相の
産物を生成する方法（Biotechnol Letters 8(11)：783-
784 ）とアルコールオキシダーゼ（alcohol oxidase ）
とカタラーゼをＤＥＡＥ−セルロース（cellulose ）や
コントロールドポアグラス（controlled pore glass:CP
G ）に吸着させた生物反応器を利用した方法（Biotechn
ol Bioeng 34:1178-1185）がある。
【０００５】気相の有機化学物質を分析するための手段
として酵素を利用した場合は、米国特許４，５２５，７
０４で記述したように酵素反応が有機燐酸殺虫剤のよう
な有毒物質の存在ときに、活性が阻害されることを利用
して測定する方法と、ＰＣＴ特許出願８８／０１２９９
で記述したように有機または無機担体に酵素を固定化し
た後、発色試薬を利用して色の変化を測定する方法があ
る。飲酒測定器は殆どがガスセンサーを採用して人間の
呼吸の際に、発生するガス中に含まれたアルコール濃度
を測定することができるが、例えば日本フィガロ（Figa
ro）社のTGS822ガスセンサーを採用したアルコールチェ
ッカーがある。
として酵素を利用した場合は、米国特許４，５２５，７
０４で記述したように酵素反応が有機燐酸殺虫剤のよう
な有毒物質の存在ときに、活性が阻害されることを利用
して測定する方法と、ＰＣＴ特許出願８８／０１２９９
で記述したように有機または無機担体に酵素を固定化し
た後、発色試薬を利用して色の変化を測定する方法があ
る。飲酒測定器は殆どがガスセンサーを採用して人間の
呼吸の際に、発生するガス中に含まれたアルコール濃度
を測定することができるが、例えば日本フィガロ（Figa
ro）社のTGS822ガスセンサーを採用したアルコールチェ
ッカーがある。
【０００６】一方、酵素反応を利用した場合は、日本特
許公報昭６０−１９６１９８号と昭６０−１７２２９８
号で記述されたように水溶液相（または人間の唾）に包
まれているアルコールストリップ（strip ）形態の試験
紙を利用して測定する方法と、ＰＣＴ特許出願８８／０
１２９９に記述されているように人間の呼吸の際に発生
するガス中に含まれたアルコール濃度を色の変化を利用
して測定する方法がある。
許公報昭６０−１９６１９８号と昭６０−１７２２９８
号で記述されたように水溶液相（または人間の唾）に包
まれているアルコールストリップ（strip ）形態の試験
紙を利用して測定する方法と、ＰＣＴ特許出願８８／０
１２９９に記述されているように人間の呼吸の際に発生
するガス中に含まれたアルコール濃度を色の変化を利用
して測定する方法がある。
【０００７】しかし、前述の従来の技術の中、電気化学
的測定法を利用したバイオセンサーの場合、生体反応の
起こり易い条件、即ち液相で使用しなければならない欠
点がある。従って、前述の電気化学的原理を利用したバ
イオセンサーの場合、気体状態の試料を測定するために
は、バイオセンサーの感応膜が電極系を提供すると共に
適切な水分を保持したまま固定化担体機能を満たさなけ
ればならない。また、気体状態の試料と反応の際、充分
な電気的信号を表すことができように酵素感応膜と電極
の間に電磁伝達が良く伝達されなければならないが、こ
のためには電極の製作技術と酵素固定化技術、そしてこ
れらの接合技術が重要な課題として残る。
的測定法を利用したバイオセンサーの場合、生体反応の
起こり易い条件、即ち液相で使用しなければならない欠
点がある。従って、前述の電気化学的原理を利用したバ
イオセンサーの場合、気体状態の試料を測定するために
は、バイオセンサーの感応膜が電極系を提供すると共に
適切な水分を保持したまま固定化担体機能を満たさなけ
ればならない。また、気体状態の試料と反応の際、充分
な電気的信号を表すことができように酵素感応膜と電極
の間に電磁伝達が良く伝達されなければならないが、こ
のためには電極の製作技術と酵素固定化技術、そしてこ
れらの接合技術が重要な課題として残る。
【０００８】また、前述の気相の化学物質を測定するた
めの酸化物半導体を利用したガスセンサーはＴｉＯ2 や
ＲｕＯ2 のようなアルコール反応性金属酸化物を利用す
る場合、アルコールに対する選択性が低下するため、ア
ルコールの定量が難しいと言う問題点がある。
めの酸化物半導体を利用したガスセンサーはＴｉＯ2 や
ＲｕＯ2 のようなアルコール反応性金属酸化物を利用す
る場合、アルコールに対する選択性が低下するため、ア
ルコールの定量が難しいと言う問題点がある。
【０００９】一方、酸素反応を利用した気体状態の有機
化学物質を測定する場合、酵素自体の気質の特性のた
め、正確な定量が可能であるが２，６−ジクロロインド
フェノール等を使用して色の変化を測定する方法は（Ｐ
ＣＴ特許出願８８／０１２９９）化学物質の定量のため
再び吸光度を測定する煩わしさがある。
化学物質を測定する場合、酵素自体の気質の特性のた
め、正確な定量が可能であるが２，６−ジクロロインド
フェノール等を使用して色の変化を測定する方法は（Ｐ
ＣＴ特許出願８８／０１２９９）化学物質の定量のため
再び吸光度を測定する煩わしさがある。
【００１０】
【発明が解決しようとする課題】本発明の目的は、この
ような従来の問題点を解決するためのもので、固定化酵
素（immobilized enzyme）と厚膜型電気化学素子を利用
して気体状態の有機化学物質を迅速・正確に測定するこ
とのできるバイオセンサー及びその製造方法を提供する
ことである。
ような従来の問題点を解決するためのもので、固定化酵
素（immobilized enzyme）と厚膜型電気化学素子を利用
して気体状態の有機化学物質を迅速・正確に測定するこ
とのできるバイオセンサー及びその製造方法を提供する
ことである。
【００１１】
【課題を解決するための手段】このような目的を達成す
るために、本発明のガス測定用バイオセンサーは、絶縁
性基板、この絶縁性基板の上に形成された複数の電極、
前記各電極の電気的連結のための複数の連結パッド及び
絶縁層を備えた厚膜型電気化学素子と、前記電気化学素
子の前記電極の中、少なくとも一つの電極上に形成さ
れ、気相の有機化学物質と反応する酵素を固定化させた
水分吸湿性ゲル層を備える感応膜とで構成されたガス測
定用バイオセンサーにおいて、前記電気化学素子が、電
極間に一定の電位を加えた時に発生する電流を測定する
ものであり、前記水分吸湿性ゲル層が塩化カリウムを含
むことを特徴とするものである。
るために、本発明のガス測定用バイオセンサーは、絶縁
性基板、この絶縁性基板の上に形成された複数の電極、
前記各電極の電気的連結のための複数の連結パッド及び
絶縁層を備えた厚膜型電気化学素子と、前記電気化学素
子の前記電極の中、少なくとも一つの電極上に形成さ
れ、気相の有機化学物質と反応する酵素を固定化させた
水分吸湿性ゲル層を備える感応膜とで構成されたガス測
定用バイオセンサーにおいて、前記電気化学素子が、電
極間に一定の電位を加えた時に発生する電流を測定する
ものであり、前記水分吸湿性ゲル層が塩化カリウムを含
むことを特徴とするものである。
【００１２】厚膜型電気化学素子が作動するためには電
解質が存在しなければならないが、液相の試料を分析す
るためには試料溶液内に存在する塩イオンが電解質の役
割を提供するので電極系（electrode system）形成に問
題がないが、気相の試料を分析するためには固体電解質
を用いるか又は電解質層が液相で存在しなければならな
い。しかしジルコニアのような固体電解質は酵素と共に
使用することができず、電解質を液相でする場合は、固
定化酵素膜の上にこれを構成することが困難である。
解質が存在しなければならないが、液相の試料を分析す
るためには試料溶液内に存在する塩イオンが電解質の役
割を提供するので電極系（electrode system）形成に問
題がないが、気相の試料を分析するためには固体電解質
を用いるか又は電解質層が液相で存在しなければならな
い。しかしジルコニアのような固体電解質は酵素と共に
使用することができず、電解質を液相でする場合は、固
定化酵素膜の上にこれを構成することが困難である。
【００１３】本発明の一つの特徴によれば、厚膜型電気
化学素子の上に、塩化カリウム（ＫＣｌ）が含まれた、
ゼラチン、ポリアクリルアミド、アルギネート（algina
te）、アガローズ（agarose ）等の水分吸湿性ゲルを使
用して酵素固定化層を形成させる。従って、このような
酵素固定化膜自体で酵素の担体機能と共に電解質機能を
与えることができる。
化学素子の上に、塩化カリウム（ＫＣｌ）が含まれた、
ゼラチン、ポリアクリルアミド、アルギネート（algina
te）、アガローズ（agarose ）等の水分吸湿性ゲルを使
用して酵素固定化層を形成させる。従って、このような
酵素固定化膜自体で酵素の担体機能と共に電解質機能を
与えることができる。
【００１４】
【作用】前述のような本発明のガス測定用バイオセンサ
ーによると、厚膜型電気化学素子の上に酵素固定化層を
形成することが容易であるだけでなく、酵素膜が乾燥し
た状態でバイオセンサーを保管することができるため、
バイオセンサーの保管の際、酵素膜の力価（enzyme act
ivity ）の減少を抑制することができる。また、本発明
のバイオセンサーは気相の試料と反応させることにより
熱に対する安定性及び寿命を向上させることができ、水
溶液相で使用される他のバイオセンサーと異なり、信号
の雑音が少なく気相の有機化学物質に対する酵素の高い
気質親和力（affinity）を利用することができるため、
液相で測定が困難な低い濃度の試料も分析することがで
きる。
ーによると、厚膜型電気化学素子の上に酵素固定化層を
形成することが容易であるだけでなく、酵素膜が乾燥し
た状態でバイオセンサーを保管することができるため、
バイオセンサーの保管の際、酵素膜の力価（enzyme act
ivity ）の減少を抑制することができる。また、本発明
のバイオセンサーは気相の試料と反応させることにより
熱に対する安定性及び寿命を向上させることができ、水
溶液相で使用される他のバイオセンサーと異なり、信号
の雑音が少なく気相の有機化学物質に対する酵素の高い
気質親和力（affinity）を利用することができるため、
液相で測定が困難な低い濃度の試料も分析することがで
きる。
【００１５】バイオセンサーの感度を更に高めるために
は水分が含まれた気相の試料を利用するかまたは測定温
度を更に高めることができる。
は水分が含まれた気相の試料を利用するかまたは測定温
度を更に高めることができる。
【００１６】
【実施例の詳細な説明】図１（イ）（ロ）は、本発明の
第１実施例によるガス測定用バイオセンサーの構造であ
る。図１（イ）（ロ）を参照すると、本発明のガス測定
用バイオセンサーは厚膜型電気化学素子の上に酵素固定
化膜を形成することにより製造される。厚膜型電気化学
素子は、図１（イ）（ロ）でのように一般的厚膜工程を
利用して製作することができるが、絶縁性基板(1) の上
に指示電極（working electrode ）(2) 、対電極（coun
ter electrode ）(3) 、比較電極（reference electrod
e ）(4) を形成することにより構成される。絶縁性基板
は厚膜工程によりアルミナ（Ａｌ2 Ｏ3 ）基板やポリ塩
化ビニル（ＰＶＣ）、ポリエチレンテレフタラート、ポ
リエチレン等の高分子材料を用いることができる。指示
電極(2) 、対電極(3) は白金や炭素等の電気良導体を含
むペーストをプリンティングして構成することができ
る。
第１実施例によるガス測定用バイオセンサーの構造であ
る。図１（イ）（ロ）を参照すると、本発明のガス測定
用バイオセンサーは厚膜型電気化学素子の上に酵素固定
化膜を形成することにより製造される。厚膜型電気化学
素子は、図１（イ）（ロ）でのように一般的厚膜工程を
利用して製作することができるが、絶縁性基板(1) の上
に指示電極（working electrode ）(2) 、対電極（coun
ter electrode ）(3) 、比較電極（reference electrod
e ）(4) を形成することにより構成される。絶縁性基板
は厚膜工程によりアルミナ（Ａｌ2 Ｏ3 ）基板やポリ塩
化ビニル（ＰＶＣ）、ポリエチレンテレフタラート、ポ
リエチレン等の高分子材料を用いることができる。指示
電極(2) 、対電極(3) は白金や炭素等の電気良導体を含
むペーストをプリンティングして構成することができ
る。
【００１７】一実施例として、前記指示電極(2) と対電
極(3) の電極材料として白金を用いる場合は、アルミナ
基板（８６×８４ｍｍ）上に２５０メッシュ（ｍｅｓ
ｈ）の金属スクリーンを使用してスクリーンプリンティ
ングした後、１００℃で１０分間乾燥し、１２５０℃で
焼結して各々の電極を構成する。比較電極(4) は銀（Ａ
ｇ）ペーストをプリンティングし、８５０℃で焼結させ
て比較電極のＡｇ層を形成させるかまたはＡｇＣｌが含
まれているＡｇペーストをプリンティングして構成して
もよい。
極(3) の電極材料として白金を用いる場合は、アルミナ
基板（８６×８４ｍｍ）上に２５０メッシュ（ｍｅｓ
ｈ）の金属スクリーンを使用してスクリーンプリンティ
ングした後、１００℃で１０分間乾燥し、１２５０℃で
焼結して各々の電極を構成する。比較電極(4) は銀（Ａ
ｇ）ペーストをプリンティングし、８５０℃で焼結させ
て比較電極のＡｇ層を形成させるかまたはＡｇＣｌが含
まれているＡｇペーストをプリンティングして構成して
もよい。
【００１８】このように形成された各電極、即ち指示電
極(2) 、対電極(3) 、比較電極(4)の電極特性は、その
配列により大きな変化はしないが、これらの電極間の幅
と電極面積は電極の信号の大きさとノイズレベルに大き
な影響を与えるので重要である。
極(2) 、対電極(3) 、比較電極(4)の電極特性は、その
配列により大きな変化はしないが、これらの電極間の幅
と電極面積は電極の信号の大きさとノイズレベルに大き
な影響を与えるので重要である。
【００１９】次に、銀／パラジウム（Ａｇ／Ｐｄ）ペー
ストをプリンティングして焼結し、連結パッド(5) を形
成した後、誘電体ペーストをプリンティングし、焼結さ
せて絶縁層(6) を形成させる。Ａｇペーストを利用して
比較電極を構成させた場合には、濃度０．１ＭのＦｅＣ
ｌ3 溶液で電気化学的にＡｇ／ＡｇＣｌ層を形成させる
と厚膜型電気化学素子を完成させることができる。一つ
の基板上には厚膜型電気化学素子が２０個程度得られ
る。
ストをプリンティングして焼結し、連結パッド(5) を形
成した後、誘電体ペーストをプリンティングし、焼結さ
せて絶縁層(6) を形成させる。Ａｇペーストを利用して
比較電極を構成させた場合には、濃度０．１ＭのＦｅＣ
ｌ3 溶液で電気化学的にＡｇ／ＡｇＣｌ層を形成させる
と厚膜型電気化学素子を完成させることができる。一つ
の基板上には厚膜型電気化学素子が２０個程度得られ
る。
【００２０】このような方法で完成した厚膜型電気化学
素子の指示電極に比較電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）対比約６
５０ｍＶ程度の電位差を加える場合、Ｈ2 Ｏ2 やＮＡＤ
Ｈのような電極活性物質を酸化させることができる。前
記のように構成された厚膜型電気化学素子の上に次のよ
うな酵素固定化方法を用いて気相のエタノール濃度を測
定するためのエタノールバイオセンサーを製作する。先
ずアルコールデヒドロゲナーゼ酵素２０ｍｇと助酵素の
ＮＡＤ+ （β−ニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ド）６．６ｍｇを０．１Ｍのリン酸塩緩衝溶液（phosph
ate buffer）１ｍｌに溶解して酵素液を用意する。
素子の指示電極に比較電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）対比約６
５０ｍＶ程度の電位差を加える場合、Ｈ2 Ｏ2 やＮＡＤ
Ｈのような電極活性物質を酸化させることができる。前
記のように構成された厚膜型電気化学素子の上に次のよ
うな酵素固定化方法を用いて気相のエタノール濃度を測
定するためのエタノールバイオセンサーを製作する。先
ずアルコールデヒドロゲナーゼ酵素２０ｍｇと助酵素の
ＮＡＤ+ （β−ニコチンアミドアデニンジヌクレオチ
ド）６．６ｍｇを０．１Ｍのリン酸塩緩衝溶液（phosph
ate buffer）１ｍｌに溶解して酵素液を用意する。
【００２１】次に、０．１Ｍの塩化カリウム（ＫＣＬ）
溶液にゼラチンを１０％（Ｗ／Ｖ）になるように溶解し
た溶液１ｍｌを用意し、これに先立って用意した酵素液
１ｍｌを２５℃でよく混ぜ合わせる。このような、酵素
混合液中５μｌずつを前記製造された各厚膜型電気化学
素子の電極部位に落として乾燥させると、酵素及び助酵
素が固定化した水分吸湿性ゲル層(7) が形成される。か
かる酵素固定化膜の厚さは約５０μｍである。
溶液にゼラチンを１０％（Ｗ／Ｖ）になるように溶解し
た溶液１ｍｌを用意し、これに先立って用意した酵素液
１ｍｌを２５℃でよく混ぜ合わせる。このような、酵素
混合液中５μｌずつを前記製造された各厚膜型電気化学
素子の電極部位に落として乾燥させると、酵素及び助酵
素が固定化した水分吸湿性ゲル層(7) が形成される。か
かる酵素固定化膜の厚さは約５０μｍである。
【００２２】前記固定化酵素は、酸化還元酵素（オキシ
ドレダクテーゼ）または加水分解酵素（ヒドロラーゼ）
の酵素グループを用いるが、この酵素グループとして前
記のアルコールデヒドロゲナーゼの他にもカーボンモノ
キサイドデヒドロゲナーゼ、フォーメートデヒドロゲナ
ーゼ（formate dehydrogenase ）、アルコールオキシダ
ーゼを用いることもできる。
ドレダクテーゼ）または加水分解酵素（ヒドロラーゼ）
の酵素グループを用いるが、この酵素グループとして前
記のアルコールデヒドロゲナーゼの他にもカーボンモノ
キサイドデヒドロゲナーゼ、フォーメートデヒドロゲナ
ーゼ（formate dehydrogenase ）、アルコールオキシダ
ーゼを用いることもできる。
【００２３】また、前記ゼラチンの代わりにポリアクリ
ルアミド、アルギネート（alginate）、アガローズ（ag
arose ）等を用いても前記と類似した水分吸湿性ゲル層
を製作することができた。但し、本発明で水分吸湿性ゲ
ル層を作るため用いられた塩化カリウムは電極系形成に
極めて重要な役割をする。
ルアミド、アルギネート（alginate）、アガローズ（ag
arose ）等を用いても前記と類似した水分吸湿性ゲル層
を製作することができた。但し、本発明で水分吸湿性ゲ
ル層を作るため用いられた塩化カリウムは電極系形成に
極めて重要な役割をする。
【００２４】次に、図２（イ）（ロ）を参照して本発明
の第２実施例によるガス測定用バイオセンサー及びその
製造方法を説明すると次の通りである。
の第２実施例によるガス測定用バイオセンサー及びその
製造方法を説明すると次の通りである。
【００２５】図２（イ）（ロ）に示したように、基板
(1) 上に二つの指示電極(2A)(2B)と比較電極(4) 、連結
パッド(5) 及び絶縁層(6) を形成することにより厚膜素
子が構成される。
(1) 上に二つの指示電極(2A)(2B)と比較電極(4) 、連結
パッド(5) 及び絶縁層(6) を形成することにより厚膜素
子が構成される。
【００２６】酵素膜(8) は、前記二つの指示電極(2A)(2
B)のうちの一方の指示電極(2A)上にだけ形成されてい
る。そして、酵素膜(8) が形成された指示電極(2A)、酵
素膜が形成されていない指示電極(2B)及び比較電極(4)
の上部に、酵素のない水分吸湿性ゲル層水分吸湿性ゲル
層(9) が形成されることによりバイオセンサーが製作さ
れる。
B)のうちの一方の指示電極(2A)上にだけ形成されてい
る。そして、酵素膜(8) が形成された指示電極(2A)、酵
素膜が形成されていない指示電極(2B)及び比較電極(4)
の上部に、酵素のない水分吸湿性ゲル層水分吸湿性ゲル
層(9) が形成されることによりバイオセンサーが製作さ
れる。
【００２７】前述の第１実施例と第２実施例により製作
されたエタノールバイオセンサーを用いて気相のエタノ
ールガスの濃度を測定する方法を説明すると次の通りで
ある。
されたエタノールバイオセンサーを用いて気相のエタノ
ールガスの濃度を測定する方法を説明すると次の通りで
ある。
【００２８】前記エタノールバイオセンサーを作動させ
るためには、一般的ポテンシオスタットを用いるとよ
い。指示電極の電位差を比較電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）対
比６５０ｍＶとした状態で２５℃で気化させたエタノー
ルガスに対するクロノアムペロメトリック（chronoampe
rometric response ）が図３に示されている。即ち、電
位差が６５０ｍＶであるとき、気相のエタノールガスが
水分吸湿性ゲル層に吸収されると、次いで水分吸湿性ゲ
ル層に固定化されている酵素作用により電極活性物質の
ＮＡＤＨが生成され、生成されたＮＡＤＨは指示電極上
でＮＡＤ+ として酸化しながら指示電極より対電極へ電
流が流れるようになる。
るためには、一般的ポテンシオスタットを用いるとよ
い。指示電極の電位差を比較電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）対
比６５０ｍＶとした状態で２５℃で気化させたエタノー
ルガスに対するクロノアムペロメトリック（chronoampe
rometric response ）が図３に示されている。即ち、電
位差が６５０ｍＶであるとき、気相のエタノールガスが
水分吸湿性ゲル層に吸収されると、次いで水分吸湿性ゲ
ル層に固定化されている酵素作用により電極活性物質の
ＮＡＤＨが生成され、生成されたＮＡＤＨは指示電極上
でＮＡＤ+ として酸化しながら指示電極より対電極へ電
流が流れるようになる。
【００２９】かかる電流はエタノール濃度に比例するよ
うになるが、酵素固定化膜の水分含量が飽和した場合、
図３でのようにエタノールガス０−３０００ｐｐｍまで
良好な応答特性を見せることが分かる。エタノール濃度
は図３で飽和状態に達した電流値を利用するか、初期反
応速度を測定することにより求められる。
うになるが、酵素固定化膜の水分含量が飽和した場合、
図３でのようにエタノールガス０−３０００ｐｐｍまで
良好な応答特性を見せることが分かる。エタノール濃度
は図３で飽和状態に達した電流値を利用するか、初期反
応速度を測定することにより求められる。
【００３０】一方、本発明のバイオセンサーが前記第２
実施例でのように互いに同じ面積の指示電極二つ(2A)(2
B)を備える場合、差動増幅回路を適用することにより酵
素反応以外の他の電極活性物質に対するセンサー応答阻
害効果を排除することができる。このとき、酵素固定化
膜(8) は指示電極(2A)にだけ形成され、その上に水分吸
湿性ゲル層(9) が置かれる構造を有するようになる。
実施例でのように互いに同じ面積の指示電極二つ(2A)(2
B)を備える場合、差動増幅回路を適用することにより酵
素反応以外の他の電極活性物質に対するセンサー応答阻
害効果を排除することができる。このとき、酵素固定化
膜(8) は指示電極(2A)にだけ形成され、その上に水分吸
湿性ゲル層(9) が置かれる構造を有するようになる。
【００３１】かかる構造は特に、人体の呼吸の際、発生
するガス中に含まれている他の電極活性物質に対する影
響を除去することができるので携帯用ポテンシオスタッ
ト装置と共に個人用飲酒測定器として活用することがで
きる。
するガス中に含まれている他の電極活性物質に対する影
響を除去することができるので携帯用ポテンシオスタッ
ト装置と共に個人用飲酒測定器として活用することがで
きる。
【００３２】また、厚膜型電気化学素子の製造工程の
際、ＰＶＣ、ポリエチレンテレフタラート、ポリエチレ
ン等の高分子材料を基板として用い、炭素ペーストを利
用して電極をプリンティングして構成する場合、個々の
厚膜型電気化学素子を廉価で製造することができる長所
を有する。
際、ＰＶＣ、ポリエチレンテレフタラート、ポリエチレ
ン等の高分子材料を基板として用い、炭素ペーストを利
用して電極をプリンティングして構成する場合、個々の
厚膜型電気化学素子を廉価で製造することができる長所
を有する。
【００３３】
【発明の効果】以上の詳細な説明のように、本発明によ
るバイオセンサーは、今まで液相の試料のみが測定可能
であった既存のバイオセンサーとは異なり、気相の試料
も低い濃度まで迅速・正確に分析できるだけでなく、小
型化と大量生産が可能であるので使い捨てバイオセンサ
ーとしての活用も期待し得る長所がある。また、本発明
で提案されたバイオセンサーは、人間が飲酒後に呼吸す
る際に発生するエタノールガスを測定するための使い捨
て飲酒測定器として活用できることは勿論、気相の有機
化学物質と反応するすべての酵素反応システム、例え
ば、フォーメートデヒドロゲナーゼ、カーボンモノキサ
イドデヒドロゲナーゼ等のように助酵素ＮＡＤ（ＮＡＤ
Ｈ）が関与するシステムとアルコールオキシダーゼのよ
うにＨ2 Ｏ2を生成するオキシダーゼ反応システムにも
利用することができる。
るバイオセンサーは、今まで液相の試料のみが測定可能
であった既存のバイオセンサーとは異なり、気相の試料
も低い濃度まで迅速・正確に分析できるだけでなく、小
型化と大量生産が可能であるので使い捨てバイオセンサ
ーとしての活用も期待し得る長所がある。また、本発明
で提案されたバイオセンサーは、人間が飲酒後に呼吸す
る際に発生するエタノールガスを測定するための使い捨
て飲酒測定器として活用できることは勿論、気相の有機
化学物質と反応するすべての酵素反応システム、例え
ば、フォーメートデヒドロゲナーゼ、カーボンモノキサ
イドデヒドロゲナーゼ等のように助酵素ＮＡＤ（ＮＡＤ
Ｈ）が関与するシステムとアルコールオキシダーゼのよ
うにＨ2 Ｏ2を生成するオキシダーゼ反応システムにも
利用することができる。
【図１】（イ）（ロ）は本発明の第１実施例によるガス
測定用バイオセンサーの構造図であり、（ロ）は（イ）
のＡ〜Ａ′断面である。
測定用バイオセンサーの構造図であり、（ロ）は（イ）
のＡ〜Ａ′断面である。
【図２】（イ）（ロ）は本発明の第２実施例によるガス
測定用バイオセンサーの構造図であり、（ロ）は（イ）
のＢ〜Ｂ′断面である。
測定用バイオセンサーの構造図であり、（ロ）は（イ）
のＢ〜Ｂ′断面である。
【図３】本発明のガス測定用バイオセンサーの特性を説
明するためのグラフである。
明するためのグラフである。
１：絶縁性基板 ２、２Ａ、２Ｂ：指示電極 ３：対電極 ４：比較電極 ５：連結パッド ６：絶縁層 ８：酵素固定化膜 ７、９：水分吸湿性ゲル層
フロントページの続き (56)参考文献 特開 平５−188032（ＪＰ，Ａ) 特開 平５−188033（ＪＰ，Ａ) 特開 昭58−146847（ＪＰ，Ａ) 特開 平１−136061（ＪＰ，Ａ) 特開 昭61−274253（ＪＰ，Ａ) (58)調査した分野(Int.Cl.6，ＤＢ名) G01N 27/327 G01N 27/416 ＪＩＣＳＴファイル（ＪＯＩＳ)
Claims (10)
- 【請求項１】 絶縁性基板、この絶縁性基板の上に形成
された複数の電極、前記各電極の電気的連結のための複
数の連結パッド及び絶縁層を備えた厚膜型電気化学素子
と、前記電気化学素子の前記電極の中一つ以上の電極上
に形成され、気相の有機化学物質と反応する酵素を固定
化させた水分吸湿性ゲル層を備える感応膜とで構成され
たガス測定用バイオセンサーにおいて、 前記電気化学素子が、電極間に一定の電位を加えた時に
発生する電流を測定するものであり、前記水分吸湿性ゲ
ル層が塩化カリウムを含むことを特徴とするガス測定用
バイオセンサー 。 - 【請求項２】 前記複数の電極が指示電極、対電極およ
び比較電極で構成されたことを特徴とする請求項１記載
のガス測定用バイオセンサー。 - 【請求項３】 前記複数の電極が第１及び第２指示電極
と比較電極とで構成されたことを特徴とする請求項１記
載のガス測定用バイオセンサー。 - 【請求項４】 前記第１指示電極上でのみ、酵素膜が形
成され、酵素膜が形成された前記第１指示電極、前記第
２電極及び前記比較電極の上部に、酵素のない水分吸湿
性ゲル層が形成されたことを特徴とする請求項３記載の
ガス測定用バイオセンサー。 - 【請求項５】 前記固定化した酵素が酸化還元酵素また
は加水分解酵素の酵素グループで成ることを特徴とする
請求項１記載のガス測定用バイオセンサー。 - 【請求項６】 前記酵素グループがアルコールデヒドロ
ゲナーゼ、カーボンモノキサイドデヒドロゲナーゼ、フ
ォーメートデヒドロゲナーゼ、アルコールオキシダーゼ
中の一つであることを特徴とする請求項５記載のガス測
定用バイオセンサー。 - 【請求項７】 前記水分吸湿性ゲル層がゼラチン、ポリ
アクリルアミド、アルギネート、アガローズ中の一つで
成ることを特徴とする請求項１記載のガス測定用バイオ
センサー。 - 【請求項８】 前記酵素がアルコールデヒドロゲナーゼ
であり、人間が飲酒後に呼吸する際に発生するエタノー
ルガスを測定するための使い捨て飲酒測定器 として使用
されることを特徴とする請求項６記載のガス測定用バイ
オセンサー。 - 【請求項９】 絶縁性基板上に複数の電極、前記各電極
の電気的連結のための複数の連結パッド及び絶縁層を形
成することにより、電極間に一定の電位を加えた時に発
生する電流を測定する厚膜型電気化学素子を製作する段
階と、塩化カリウム溶液にゼラチンのような水分吸湿性
ゲルを溶解させて水分吸湿性ゲル液を作る段階と、前記
水分吸湿性ゲル液に酵素液を混ぜ合わせた酵素混合液を
前記厚膜型電気化学素子の電極部位に落とした後、乾燥
させて水分吸湿性ゲル層を形成する段階とで成ることを
特徴とするガス測定用バイオセンサーの製造方法。 - 【請求項１０】 前記酵素液が緩衝溶液に酵素及び助酵
素を溶解させて作られたことを特徴とする請求項９記載
のガス測定用バイオセンサーの製造方法。
Applications Claiming Priority (2)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| KR1019930013482A KR970001146B1 (ko) | 1993-07-16 | 1993-07-16 | 가스측정용 바이오센서 및 그 제조방법 |
| KR93-13482 | 1993-07-16 |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH0777511A JPH0777511A (ja) | 1995-03-20 |
| JP2838484B2 true JP2838484B2 (ja) | 1998-12-16 |
Family
ID=19359447
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP6164426A Expired - Fee Related JP2838484B2 (ja) | 1993-07-16 | 1994-07-15 | ガス測定用バイオセンサー及びその製造方法 |
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|---|---|
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| EP (1) | EP0634488A3 (ja) |
| JP (1) | JP2838484B2 (ja) |
| KR (1) | KR970001146B1 (ja) |
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|---|---|---|---|---|
| GB9424125D0 (en) * | 1994-11-23 | 1995-01-18 | Univ Cranfield | Electrochemical sensor and novel media for bioelectrochemical reactions |
| GB9607898D0 (en) * | 1996-04-17 | 1996-06-19 | British Nuclear Fuels Plc | Improvements in and relating to sensors |
| US5968746A (en) * | 1997-11-26 | 1999-10-19 | Schneider; David R. | Method and apparatus for preserving human saliva for testing |
| ES2292230T3 (es) * | 1999-03-05 | 2008-03-01 | F. Hoffmann-La Roche Ag | Sensor electroquimico. |
| DE19951204C2 (de) * | 1999-10-15 | 2002-08-08 | Filt Forschungsgesellschaft Fu | Verfahren zur Analyse der Inhaltsstoffe der Ausatemluft |
| US6623620B2 (en) * | 1999-11-22 | 2003-09-23 | Hathaway Brown School | Method for detecting or monitoring sulfur dioxide with an electrochemical sensor |
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| US8088333B2 (en) * | 2003-04-28 | 2012-01-03 | Invoy Technology, LLC | Thermoelectric sensor for analytes in a gas |
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| US7645421B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
| US8058077B2 (en) | 2003-06-20 | 2011-11-15 | Roche Diagnostics Operations, Inc. | Method for coding information on a biosensor test strip |
| US7645373B2 (en) | 2003-06-20 | 2010-01-12 | Roche Diagnostic Operations, Inc. | System and method for coding information on a biosensor test strip |
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| KR100972108B1 (ko) * | 2008-07-09 | 2010-07-26 | 주식회사 올메디쿠스 | 바이오센서 |
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- 1993-07-16 KR KR1019930013482A patent/KR970001146B1/ko not_active IP Right Cessation
-
1994
- 1994-07-14 EP EP94630044A patent/EP0634488A3/en not_active Withdrawn
- 1994-07-15 US US08/276,097 patent/US5656142A/en not_active Expired - Fee Related
- 1994-07-15 JP JP6164426A patent/JP2838484B2/ja not_active Expired - Fee Related
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