JP4517527B2 - Biosensor - Google Patents

Description

【０００６】
すなわち（化１）に示している過酸化水素の分解反応で生ずる電子が電極間を伝達され、電極間に電流が流れるものである。この電流が流れる回路中に抵抗を配置して、抵抗の両端の電圧を測定することによって流れた電流を測定し、この電流を特定物質の濃度に換算しているものである。
【０００７】
【発明が解決しようとする課題】
前記、従来のバイオセンサは、干渉物質除去膜を介して酸素が尿中に溶解するため、酸素の溶解速度が遅いため反応が律速され、ブドウ糖濃度５００mg/dlを超えた濃度が反応系に侵入すると、グルコース濃度とその出力値、電流をグルコース濃度に換算したもの、の比例関係が成立しないので、測定範囲がグルコース濃度５００mg/dlまでの計測にとどまること、さらに、酵素反応により発生した電極活物質、一般的に過酸化水素であることが多い、が電極の正極、および負極表面に付着して、電極活物質の分解物と電極が導通するのを妨げるため、連続測定ができないという課題を有している。
【０００８】
【課題を解決するための手段】
上記の課題を解決するために、本発明のバイオセンサは、表と裏を貫通する細孔を有しイオンを移動させる多孔質膜と、前記多孔質膜の表裏に夫々形成された電極と、前記多孔質膜の裏面に担持されたグルコース脱水素酵素と、前記グルコース脱水素酵素に酸素を供給する酸素供給部と、前記多孔質膜の表面に検体を供給する検体供給部とから構成されており、酸素が大気から直接供給され、酵素反応に必要な酸素が飽和濃度供給されるため、反応が律速されず、高濃度の被検体も計測することができる。
【０００９】
【発明の実施の形態】
第１の発明は、表から裏へ貫通した複数の細孔を有する多孔質膜と、前記多孔質膜の表裏に夫々形成された電極と、前記多孔質膜の裏面に担持されたグルコース脱水素酵素と、大気に開放され前記グルコース脱水素酵素に大気の酸素を供給する酸素供給口と、前記多孔質膜の表面に検体を供給する検体供給部とから構成されたバイオセンサとし、酵素と被分解物およびその分解に必要な酸素が飽和濃度供給され、高濃度の被分解物も計測できることができる。
【００１１】
第２の発明は、特に第１の発明の多孔質膜をポリカーボネートフィルムとし、そのポリカーボネートフィルムはその表面から裏面へ直線的な細孔を有する多孔質であるため、水素イオンが移動しやすいという利点がある。
【００１４】
第３の発明は、特に第１または第２の発明のグルコース脱水素酵素は、補酵素としてニコチンアミドアデニシンジヌクレオチドを使っていることを特徴とする。その補酵素は酸素を供給することにより、高濃度まで反応を持続することができる。
【００１６】
【実施例】
以下、本発明の実施例について説明する。図１は本実施例のバイオセンサの構成を示す断面図である。本実施例のバイオセンサは、ベース３ａとベース３ｂの上に設けている負電極４ａ、４ｂと、負電極４ａ、４ｂと導通するように設けている電荷移動体２と、電荷移動体２の上に設けている正電極５、その上にベース３ｃ〜３ｄがある。電荷移動体２の上下は検体供給口６と酸素供給口７ならびに酵素１によって構成されている。
【００１７】
前記ベース３ａ〜３ｂは、構造を維持できる強度を備えているものであれば特に、材質についての制限は必要ないが、本実施例ではポリエチレンテレフタレートの成型品を使用している。また、最上層のベース３ｃとベース３ｄとの間は、適当な間隔を有したものとなっておりこの間隔は検体を採取する検体供給口６となっている。また、最下層のベース３ａとベース３ｂとの間は、適当な間隔を有したものとなっておりこの間隔は酸素を採取する酸素供給口７となっている。
【００１８】
前記負極４ａ、４ｂはベース３ａ〜３ｂ上に設けてあり、正極５ａ、５ｂは電荷移動体２上に設け、ベース３ｃ〜３ｄで押さえられている。また正極５ａ、５ｂは、負極４ａ、４ｂともにその一部は大気中に開放しているものである。
【００１９】
図２には電荷移動体２の模式図を示す。電荷移動体２はポリカーボネートフィルム２１によって構成している。ポリカーボネートフィルム２１は、極小径の孔を有する表から裏へダイレクトに孔が開いた構成となっており、その孔には導通を確保する材料と、絶縁を確保する材料が含浸されている。本実施例では、導通を確保する材料として、ポリアクリルアミド２２、絶縁材料として、パラフィン２３を含浸している。この膜は被験物であるグルコースの選択透過を行うとともにグルコース以外の巨大な固形成分、例えば、尿タンパク（アルブミンが主成分）などが除去される。また、この膜はすべての酸素を透過することができる。さらに、電荷移動体２は酵素１を保持する役割を有し、その位置は酸素供給口７にある。酵素はポリアクリルアミド２２が含浸された場所に、かつ酸素供給口７の全体に塗布されるのではなく、電荷移動体２上のグルコースと酵素１の反応面に直接、酸素が供給される構成になっている。
【００２０】
ここで、図２を得るに際しその製作法について述べる。絶縁部と導通部が混在したポリカーボネートフィルムを作成するに際し、まず、絶縁部を確保することから始めた。ポリアクリルアミドを含浸させる部位を前もってプレコートし絶縁材料が、ポリアクリルアミドを加工する部位に侵入することを防止した。水溶性の材料として可溶性でんぷんを用いた。この加工を行った後、絶縁材料にポリカーボネートフィルムを含浸した。この加工により、でんぷんが付着している部位を除き、細孔全体に絶縁材料が行き渡る。なお、絶縁性材料はパラフィンを使用した。精製水にて可溶性でんぷんを溶解すると、無加工のポリカーボネートフィルムが現れる。そこに４倍架橋したポリアクリルアミドを染みこませ、４５℃で加熱重合し、電荷移動体を得た。
【００２１】
酵素１として本実施例ではグルコースオキシダーゼを使用しており、本実施例では電荷移動体２に直接吸着させて設けている。従って、電荷移動体２のフリーの炭素原子と酵素１の炭素原子とは、直接結合されている、あるいは、酵素分子を介する結合がなされている。このため、電荷移動体２の表面に吸着した酵素１は、決して層構造を取らず、ポーラスな構造をなしているものである。
【００２２】
本実施例の動作について図１、図２をもとに説明する。検体には何千もの化学物質が含まれている。本実施例のバイオセンサはその中から、人体の健康情報を示す指標の一つである糖分の含有量を計測するものである。糖分はグルコースで代表して計測している。
【００２３】
負電極４ａ、４ｂと正電極５ａ、５ｂ間に、図示していない直流電源から１Ｖ以下程度の直流電圧を印加した状態で、検体を検体供給口６に供給する。検体供給口６に供給された検体は、電荷移動体２に進入する。図２に示したように、電荷移動体２は、表から裏へのストレート状の微小な孔の連続体となった多孔質膜である。この孔を絶縁体として、パラフィン２３が、導電体としてポリアクリルアミド２２が含浸している。ポリアクリルアミドが含浸された孔は分子篩効果があり、グルコース以外の大きな固形成分、分子量にして２万以上のもの、例えば、タンパク、アルブミンが主成分、などは除去され、孔を通してグルコースが反応系にまた、電荷移動体２全体では、フィルム全面から、さらに酸素が通過できる。従って、電荷移動体２に進入できる成分は比較的低分子のものと酸素に限定されるものである。
【００２４】
また、電極をろ過する前の検体と接することにより、検体の陰イオン性物質のみならず、酵素反応により生成される酸素等の副生成物も正極方向へ誘導し、検体供給口６を介して簡単に大気中へ放出することができる。
【００２５】
また、電荷移動体２の下部に酵素１を配置している。酵素１は、グルコースのみと選択的に反応し、他の成分と反応することはない。
【００２６】
こうして、グルコースは、酵素１によって分解される。このとき本実施例では前記したように、酵素１としてグルコースオキシダーゼを使用している。グルコースオキシダーゼは従来例の（化１）で説明したように、検体中のグルコースをグルコン酸と過酸化水素に分解する、この過酸化水素は、更に水酸基イオンと水素イオンに分解される。この水素イオンは、負電極４と正電極５間に直流電圧を印加すると電荷移動体２を流れて、負電極４と正電極５の間を流れるものである。
【００２７】
すなわち、発生した水素イオンが、電荷移動体２中に伝達され、水素イオンと交換され、水素イオンが負電極４の方に誘導される。こうして、正電極５と負電極４との間に電流が流れるものである。
【００２８】
この電流が流れる回路中に抵抗を配置して、抵抗の両端の電圧を測定することによって流れた電流を測定して、この電流値をグルコース濃度に換算しているものである。この電流の大きさは、検体中に含まれるグルコースの量に応じたものとなっている。従って、この電流の大きさから検体のグルコース濃度が求められる。
【００２９】
なおこのとき、負電極４と正電極５との間に印加する直流電圧は、前記したように１Ｖ程度以下がこのましいものである。この理由は印加する直流電圧が大きくなると、尿中の水が電気分解されることによって流れる電流がグルコースの量に応じたものとはならないためである。
【００３０】
また、本実施例では、正電極５を検体と直接接触する位置に設けているものである。このため、前記反応の結果生じた正電極５の近傍に付着した泡が簡単に大気中に放出されるものである。泡が電極に付着した状態で、電荷の伝達能力が低下することはなく、従って、検体の糖分の含有量を連続的に測定することが可能になる。
【００３１】
また本実施例によれば、酵素１は検体供給口６と直接接触することがなく、電荷移動体２と酸素供給口７に面した部位に塗布されており徐放性が確保されているため、内部に浸透した検体成分は大気中に放散されるものである。このため本実施例のバイオセンサは、１回使用するごとに使い捨てる必要はなくなり繰り返し使うことができるものである。
【００３２】
さらに、電荷移動体２は負極４および正極５と密着すると、検体が電荷移動体と電極により構成されているところの空隙に溜まることがなくなり、導通が確保されるとともにに検体の全量が電荷移動体内に侵入し、反応に供される。
【００３３】
次に、本発明の他方の酵素、グルコース脱水素酵素を用いた場合の反応について述べる。
【００３４】
【化２】

【００３５】
グルコース脱水素酵素によるブドウ糖の分解はニコチンアミドアデニンジヌクレオチド（ＮＡＤ）補酵素の酸化、還元により反応が進む。
【００３６】
ブドウ糖（グルコース）が酵素、グルコースオキシダーゼにより分解され、グルコン酸と副生成物として、過酸化水素に分解される。この過酸化水素が水酸基イオンと水素イオンに分解される。水素イオンが電子伝達体となり、電荷移動体２に含浸されたポリアクリルアミド部を泳動され、電極の負極のほうに誘導される。そのときに、電流が流れるしくみである。電子伝達体が泳動可能なフリーの陰イオンを持った電解質をゲル状にしたものであれば、ポリアクリルアミドでなくても電子伝達が行われ、電流が流れるしくみとなっている。グルコースデヒドロゲナーゼを利用した反応においても、水素イオンが生成され、上述のようなメカニズムをへて導通が確保される。
【００３７】
ポリアクリルアミドの重合と電流の流れ方およびその耐久性について記載する。基本的にポリアクリルアミドの重合と電流の流れ方には相関はない。これは１倍架橋のもので水素イオンの伝達に必要なイオンが多寡状態であるため、その相関は得られないほど、多くイオンが存在している。重合の割合が大きいほど、分子篩の編み目が小さくなり、透過できる分子の大きさが小さくなる。
【００３８】
（表１）に本実施例と従来例の特性について示した。従来例は図３に記載された構成のバイオセンサを用いた。計測はグルコースを溶解した人工尿を用いた。連続測定回数計測は自動計測器を用い、上記人工尿にグルコース濃度０、２０００、７５０、１５００、１００、２５００mg/dlとし、この順で連続的に計測するサイクルを廻し、そのサイクル数から計測回数を求めた。
【００３９】
【表１】

【００４０】
（表１）は、計測範囲が本実施例と従来例の発明について大きく異なることを示す。これは酵素とグルコースが反応する反応系が従来例は液層と固層であるが、本発明は液層、気層および固層の３層界面となり、酵素反応に不可欠の酸素が充分供給されることによる。健康な人を対象としたバイオセンサではグルコース濃度５００mg/dlまで計測できれば、その変化から体調管理をするには十分な計測範囲である。一方、糖尿病患者の尿から排泄されるグルコース濃度を計測するには、十分な計測範囲であるとはいえない。糖尿病患者尿からグルコース濃度を計測するには２０００mg/dlまで計測する能力が求められる。本発明はこのニーズを充分満足するものである。
【００４１】
【表２】

【００４２】
（表１）の条件で得られた電流値を（表２）に示した。グルコース濃度２５００mg/dlまで直線性、かつ正比例の関係が得られた。実施例には示さないが、酵素１をグルコースデヒドロゲナーゼにしたものについても、同様に２５００mg/dlまで直線性かつ正比例の関係および２４０回の繰り返し計測ができた。
【００４３】
【発明の効果】
以上のように本発明によれば、酵素と被分解物およびその分解に必要な酸素が飽和濃度供給され、酵素の定量精度を増加した高濃度測定が可能なセンサのしくみを提供するものである。
【図面の簡単な説明】
【図１】本発明の実施例におけるバイオセンサの構成図
【図２】電荷移動体における絶縁部と導通部の構成を示す模式図
【図３】従来のバイオセンサの構成図
【符号の説明】
１ 酵素
２ 電荷移動体
２１ ポリカーボネートフィルム
２２ ポリアクリルアミド
２３ パラフィン
３ａ〜３ｄ ベース
４ａ〜４ｂ 負極
５ａ〜５ｂ 正極
６ 検体供給口
７ 酸素供給口
８ 干渉物質除去膜
９ 酵素層
１０ 陽イオン交換膜
１１ 電極[0001]
BACKGROUND OF THE INVENTION
The present invention relates to a biosensor for measuring glucose concentration.
[0002]
[Prior art]
The measurement of glucose concentration is used not only in the medical field but also in various fields such as the agricultural field and the brewing field. In particular, the measurement of glucose (hereinafter referred to as glucose) concentration in human urine has the following characteristics.
Urine is an important source of information about an individual's health, and various functional disorders can be examined by quantitative analysis of urine components. As means for meeting this need, there is a urine test paper used in medical examinations and medical institutions. The urine test paper detects by chemical reaction that sugar, protein, urobilinogen, occult blood, etc. are excreted in the urine, and indicates the change in color tone of the test paper. Although the test paper has the advantage that it is simple and can be handled by anyone, it has a problem from the viewpoint of quantitative analysis because it is qualitative or semi-quantitative.
[0003]
Therefore, measurement using a biosensor that links an enzyme reaction with an electrode reaction has been implemented as a method for quickly and easily quantifying a specific component of urine.
[0004]
FIG. 3 is an explanatory diagram for explaining the configuration and operation of a conventional biosensor. The urine that has entered from the specimen supply port 6 reaches the enzyme layer 9 through the interference substance removing film 8. The enzyme layer 9 has glucose oxidase and decomposes glucose in urine into gluconic acid and hydrogen peroxide. This hydrogen peroxide is further decomposed into hydroxyl ions and hydrogen ions. The hydrogen ions flow through the cation exchange membrane 10 when a DC voltage is applied, and charge transfer occurs. The magnitude of this current is in accordance with the amount of glucose contained in the urine. Therefore, the amount of glucose in the urine of the subject is obtained from the magnitude of this current. (Chemical formula 1) shows this reaction.
[0005]
[Chemical 1]

[0006]
That is, electrons generated by the decomposition reaction of hydrogen peroxide shown in (Chemical Formula 1) are transmitted between the electrodes, and a current flows between the electrodes. A resistor is arranged in a circuit through which this current flows, and the current that flows is measured by measuring the voltage across the resistor, and this current is converted into the concentration of a specific substance.
[0007]
[Problems to be solved by the invention]
In the conventional biosensor, oxygen is dissolved in the urine through the interference substance removal membrane, so the reaction rate is limited because the oxygen dissolution rate is slow, and a concentration exceeding the glucose concentration of 500 mg / dl enters the reaction system. Then, since the proportional relationship between the glucose concentration, its output value, and the current converted into the glucose concentration is not established, the measurement range is limited to the measurement up to the glucose concentration of 500 mg / dl, and the electrode activity generated by the enzyme reaction is further reduced. The substance, which is often hydrogen peroxide, is attached to the positive electrode and negative electrode surfaces of the electrode, preventing the electrode active material decomposition product and the electrode from conducting, and the problem that continuous measurement is not possible. Have.
[0008]
[Means for Solving the Problems]
In order to solve the above problems, a biosensor of the present invention includes a porous membrane to move the ions having pores penetrating the front and back, and electrodes respectively formed on the front and back of the porous membrane, It said porous membrane and glucose dehydrogenase, which is carried on the back surface of an oxygen supply unit for supplying oxygen to the glucose dehydrogenase, is composed of a sample supply unit for supplying a sample to the surface of the porous membrane In addition, since oxygen is directly supplied from the atmosphere and oxygen necessary for the enzyme reaction is supplied at a saturated concentration, the reaction is not rate-determined and a high concentration analyte can be measured.
[0009]
DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION
According to a first aspect of the present invention, there is provided a porous membrane having a plurality of pores penetrating from the front side to the back side, electrodes formed on the front and back sides of the porous membrane, and glucose dehydrogenation carried on the back side of the porous membrane. A biosensor comprising an enzyme, an oxygen supply port that is open to the atmosphere and supplies atmospheric oxygen to the glucose dehydrogenase , and a sample supply unit that supplies a sample to the surface of the porous membrane. A decomposition product and oxygen necessary for the decomposition are supplied at a saturated concentration, and a high concentration decomposition product can be measured.
[0011]
A second invention is, that in particular the porous film of the first invention and polycarbonate film, therefore polycarbonate film is porous having a linear pore from the surface to the back surface, hydrogen ions are likely to move The advantage there Ru.
[0014]
The third invention is particularly characterized in that the glucose dehydrogenase of the first or second invention uses nicotinamide adenosine dinucleotide as a coenzyme. Its coenzymes are shorted with a supply of oxygen, it is possible to sustain the reaction until a high concentration.
[0016]
【Example】
Examples of the present invention will be described below. FIG. 1 is a cross-sectional view showing the configuration of the biosensor of this example. The biosensor of the present embodiment includes negative electrodes 4a and 4b provided on the base 3a and the base 3b, a charge transfer body 2 provided so as to be electrically connected to the negative electrodes 4a and 4b, There is a positive electrode 5 provided on top, and bases 3c to 3d on top of it. The upper and lower sides of the charge transfer body 2 are constituted by a sample supply port 6, an oxygen supply port 7 and an enzyme 1.
[0017]
The bases 3a to 3b are not particularly limited as long as they have strength capable of maintaining the structure, but in this embodiment, polyethylene terephthalate molded products are used. The uppermost base 3c and the base 3d have an appropriate interval, and this interval is a sample supply port 6 for collecting the sample. The lowermost base 3a and the base 3b have an appropriate interval, and this interval is an oxygen supply port 7 for collecting oxygen.
[0018]
The negative electrodes 4a and 4b are provided on the bases 3a to 3b, and the positive electrodes 5a and 5b are provided on the charge transfer body 2 and are held by the bases 3c to 3d. The positive electrodes 5a and 5b are both open to the atmosphere in the negative electrodes 4a and 4b.
[0019]
FIG. 2 shows a schematic diagram of the charge transfer body 2. Charge transfer body 2 is constituted by polycarbonate xanthohumol Irumu 21. Polycarbonate film 21 has a structure in which the opened pores directly to the back from the table with a very small diameter holes, and materials to ensure continuity in the pores, the material to secure insulation is impregnated. In this embodiment, polyacrylamide 22 is impregnated as a material for ensuring conduction, and paraffin 23 is impregnated as an insulating material. This membrane selectively permeates glucose as a test object and removes a huge solid component other than glucose, such as urine protein (albumin is the main component). This membrane can also penetrate all oxygen. Further, the charge transfer body 2 has a role of holding the enzyme 1, and its position is in the oxygen supply port 7. The enzyme is not applied to the place where the polyacrylamide 22 is impregnated and to the whole oxygen supply port 7, but oxygen is directly supplied to the reaction surface of glucose and enzyme 1 on the charge transfer body 2. It has become.
[0020]
Here, a manufacturing method for obtaining FIG. 2 will be described. When creating a polycarbonate film in which an insulating part and a conductive part are mixed, the process starts with securing an insulating part. The part impregnated with polyacrylamide was pre-coated in advance to prevent the insulating material from entering the part where polyacrylamide was processed. Soluble starch was used as the water-soluble material. After this processing, it impregnated with polycarbonate Fi Lum insulating material. By this processing, the insulating material is spread throughout the pores except for the portion where the starch is adhered. The insulating material was paraffin. When dissolving the soluble starch in purified water, unprocessed polycarbonate Fi Lum appears. A polyacrylamide crosslinked four times was soaked therein and polymerized by heating at 45 ° C. to obtain a charge transfer body.
[0021]
In this embodiment, glucose oxidase is used as the enzyme 1. In this embodiment, the enzyme 1 is directly adsorbed on the charge transfer body 2. Therefore, the free carbon atom of the charge transfer body 2 and the carbon atom of the enzyme 1 are directly bonded or bonded via an enzyme molecule. For this reason, the enzyme 1 adsorbed on the surface of the charge transfer body 2 never takes a layer structure and has a porous structure.
[0022]
The operation of this embodiment will be described with reference to FIGS. The specimen contains thousands of chemical substances. The biosensor of the present embodiment measures the sugar content, which is one of the indexes indicating human health information. The sugar content is representatively measured by glucose.
[0023]
The sample is supplied to the sample supply port 6 in a state where a DC voltage of about 1 V or less is applied from a DC power source (not shown) between the negative electrodes 4a and 4b and the positive electrodes 5a and 5b. The specimen supplied to the specimen supply port 6 enters the charge transfer body 2. As shown in FIG. 2, the charge transfer body 2 is a porous film that is a continuum of straight microscopic holes from the front to the back. Paraffin 23 is impregnated with this hole as an insulator, and polyacrylamide 22 is impregnated as a conductor. The pores impregnated with polyacrylamide have a molecular sieving effect. Large solid components other than glucose, those having a molecular weight of 20,000 or more, for example, protein and albumin as main components, are removed, and glucose passes into the reaction system through the pores. Further, in the entire charge transfer body 2, oxygen can further pass from the entire film surface. Therefore, components that can enter the charge transfer body 2 are limited to those having relatively low molecular weight and oxygen.
[0024]
In addition, by contacting the sample before filtering the electrode, not only the anionic substance of the sample, but also by-products such as oxygen generated by the enzyme reaction are guided in the positive electrode direction, via the sample supply port 6. It can be easily released into the atmosphere.
[0025]
In addition, the enzyme 1 is disposed below the charge transfer body 2. Enzyme 1 selectively reacts only with glucose and does not react with other components.
[0026]
Thus, glucose is degraded by enzyme 1. At this time, in this example, as described above, glucose oxidase is used as the enzyme 1. Glucose oxidase decomposes glucose in a specimen into gluconic acid and hydrogen peroxide as described in the conventional chemical formula (1). This hydrogen peroxide is further decomposed into hydroxyl ions and hydrogen ions. The hydrogen ions flow through the charge transfer body 2 when a DC voltage is applied between the negative electrode 4 and the positive electrode 5, and flow between the negative electrode 4 and the positive electrode 5.
[0027]
That is, the generated hydrogen ions are transferred into the charge transfer body 2 and exchanged with hydrogen ions, and the hydrogen ions are guided toward the negative electrode 4. Thus, current flows between the positive electrode 5 and the negative electrode 4.
[0028]
A resistor is arranged in a circuit through which this current flows, and the current flowing is measured by measuring the voltage across the resistor, and this current value is converted into a glucose concentration. The magnitude of this current is in accordance with the amount of glucose contained in the specimen. Therefore, the glucose concentration of the specimen is obtained from the magnitude of this current.
[0029]
At this time, the DC voltage applied between the negative electrode 4 and the positive electrode 5 is preferably about 1 V or less as described above. The reason for this is that when the applied DC voltage increases, the current that flows due to the electrolysis of water in urine does not correspond to the amount of glucose.
[0030]
In this embodiment, the positive electrode 5 is provided at a position in direct contact with the specimen. For this reason, bubbles adhering to the vicinity of the positive electrode 5 generated as a result of the reaction are easily released into the atmosphere. With the bubbles attached to the electrodes, the charge transfer capability does not decrease, and therefore the sugar content of the specimen can be continuously measured.
[0031]
In addition, according to this example, the enzyme 1 is not in direct contact with the specimen supply port 6 and is applied to the portion facing the charge transfer body 2 and the oxygen supply port 7, so that sustained release is ensured. The specimen component that has penetrated into the interior is released into the atmosphere. For this reason, the biosensor of the present embodiment does not need to be disposable every time it is used, and can be used repeatedly.
[0032]
Further, when the charge transfer body 2 is in close contact with the negative electrode 4 and the positive electrode 5, the specimen is not accumulated in the gap formed by the charge transfer body and the electrode, and conduction is ensured and the entire amount of the specimen is charged. It enters the body and is used for reaction.
[0033]
Next, the reaction when the other enzyme of the present invention, glucose dehydrogenase, is used will be described.
[0034]
[Chemical 2]

[0035]
Degradation of glucose by glucose dehydrogenase proceeds by oxidation and reduction of nicotinamide adenine dinucleotide (NAD) coenzyme.
[0036]
Glucose (glucose) is decomposed by an enzyme, glucose oxidase, and decomposed into hydrogen peroxide as gluconic acid and by-products. This hydrogen peroxide is decomposed into hydroxyl ions and hydrogen ions. Hydrogen ions become electron carriers, migrate through the polyacrylamide portion impregnated in the charge transfer body 2, and are induced toward the negative electrode of the electrode. At that time, the current flows. If the electrolyte has a gel-like electrolyte with free anions that can be migrated, electron transfer is performed even if it is not polyacrylamide, and current flows. Also in the reaction using glucose dehydrogenase, hydrogen ions are generated, and conduction is ensured through the mechanism described above.
[0037]
Describes the polymerization of polyacrylamide and the flow of current and its durability. There is basically no correlation between the polymerization of polyacrylamide and the way the current flows. This is a one-fold bridge, and the ions necessary for the transmission of hydrogen ions are in many states, so there are so many ions that the correlation cannot be obtained. The higher the polymerization rate, the smaller the molecular sieve stitches and the smaller the size of molecules that can penetrate.
[0038]
Table 1 shows the characteristics of this example and the conventional example. In the conventional example, a biosensor having the configuration described in FIG. 3 was used. The measurement used artificial urine in which glucose was dissolved. The number of continuous measurements is measured using an automatic measuring instrument, and the artificial urine is set to glucose concentrations of 0, 2000, 750, 1500, 100, 2500 mg / dl, and a cycle of continuous measurement is performed in this order. Asked.
[0039]
[Table 1]

[0040]
(Table 1) shows that the measurement range differs greatly between the present embodiment and the conventional invention. This is because the reaction system in which the enzyme and glucose react is a liquid layer and a solid layer in the conventional example, but the present invention has a three-layer interface of a liquid layer, a gas layer, and a solid layer, and oxygen necessary for the enzyme reaction is sufficiently supplied. By. In the case of a biosensor for a healthy person, if the glucose concentration can be measured up to 500 mg / dl, the measurement range is sufficient for physical condition management from the change. On the other hand, it cannot be said that the measurement range is sufficient to measure the glucose concentration excreted from the urine of a diabetic patient. The ability to measure up to 2000 mg / dl is required to measure glucose concentration from diabetic urine. The present invention fully satisfies this need.
[0041]
[Table 2]

[0042]
The current values obtained under the conditions of (Table 1) are shown in (Table 2). A linear and directly proportional relationship was obtained up to a glucose concentration of 2500 mg / dl. Although not shown in the Examples, the linearity and direct proportionality and 240 repetitions of measurement up to 2500 mg / dl were also possible in the case where enzyme 1 was changed to glucose dehydrogenase.
[0043]
【The invention's effect】
As described above, according to the present invention, there is provided a sensor mechanism capable of measuring a high concentration with the enzyme, the substance to be decomposed, and oxygen necessary for the decomposition thereof supplied in a saturated concentration, and increasing the quantitative accuracy of the enzyme. .
[Brief description of the drawings]
FIG. 1 is a configuration diagram of a biosensor in an embodiment of the present invention. FIG. 2 is a schematic diagram showing configurations of an insulating portion and a conduction portion in a charge transfer body. FIG. 3 is a configuration diagram of a conventional biosensor.
1 Enzyme 2 charge moving member polycarbonate xanthohumol Irumu 22 polyacrylamides 23 paraffin 3a~3d base 4a~4b negative 5a~5b cathode 6 sample supply port 7 oxygen inlet 8 interfering substance-removing film 9 enzyme layer 10 cation exchange membrane 11 electrode

Claims (3)

A porous membrane having a plurality of pores penetrating from the front to the back, electrodes formed on the front and back of the porous membrane, glucose dehydrogenase carried on the back of the porous membrane, and open to the atmosphere It is the biosensor constructed from an oxygen supply port for supplying the atmospheric oxygen to the glucose dehydrogenase, and the porous specimen supplying unit for supplying a sample to the surface of the membrane. The porous membrane is a polycarbonate film, a biosensor according to claim 1 Ru porous der having a pore surface from the back surface linear multiple of the polycarbonate film. Glucose dehydrogenase biosensor according to claim 1 or 2, characterized that you have with nicotinamidine door Denis dinucleotide as a coenzyme.

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