JP5181386B2 - Chemical biosensor - Google Patents
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Description
本発明は、体内で分泌されるカテコールアミン類などのストレス性物質の検出に用いられるケミカルバイオセンサーに関する。 The present invention relates to a chemical biosensor used for detection of stress substances such as catecholamines secreted in the body.
カテコールアミンは、分子中にカテコール骨格をもつ生理活性アミンであり、ノルアドレナリン（ＮＡｄ）（米国ではノルエピネフリン）、アドレナリン（Ａｄ）（同エピネフリン）、ドーパミンなどが知られている。 Catecholamine is a physiologically active amine having a catechol skeleton in the molecule, and noradrenaline (NAd) (norepinephrine in the United States), adrenaline (Ad) (same epinephrine), dopamine and the like are known.
ＮＡｄやＡｄは、副腎から血中に放出されるホルモンであり、血圧上昇、心拍数上昇に関わっているほか、シナプスにおいては神経伝達物質としても作用している。 NAd and Ad are hormones released into the blood from the adrenal glands and are involved in increasing blood pressure and heart rate, and also act as neurotransmitters at synapses.
一方、ドーパミンは中枢神経において神経伝達物質として作用し、運動調整、意欲、学習に関わっており、ドーパミン不足が統合失調症やパーキンソン病に関係するとされている。 On the other hand, dopamine acts as a neurotransmitter in the central nervous system and is involved in motor coordination, motivation and learning, and dopamine deficiency is related to schizophrenia and Parkinson's disease.
このように、生体内で重要な役割を担っているカテコールアミンの測定は、病気の診断、医薬品の開発、医学、薬学の研究などにおいて不可欠な手段となっているが、現在、液体クロマトグラフを用いた方法が一般的に行われている。液体クロマトグラフ法では、カラムで分離したカテコールアミン類を検出するために、酸化還元電位を測定する方法や、予め蛍光物質を結合させておきその蛍光を検出する方法などがとられているが、前処理が必要であることと時間がかかることが問題となっていた。
そこで、本発明は、前処理を必要とせずに、短時間でカテコールアミン類を検出することのできる、新規のケミカルバイオセンサーを提供することを目的とする。 Accordingly, an object of the present invention is to provide a novel chemical biosensor capable of detecting catecholamines in a short time without requiring pretreatment.
本発明のケミカルバイオセンサーは、被検出物質と特異的に化学結合する部位を有するプローブ分子からなる導電性高分子層を備え、前記導電性高分子層は、導電性を有する基板上に電気化学的に合成され、前記導電性高分子層に電圧を印加して被検出物質が前記導電性高分子層に化学結合するときの前記導電性高分子層に流れる電流値の変化を検出する電流値検出手段と、前記導電性高分子層により反射される光の反射率の変化を検出する反射率検出手段を備え、前記プローブ分子は、ベンジルアミン誘導体、フェニルグリシノニトリル誘導体、ジフェニルエチレンジアミン誘導体のいずれかであり、前記被検物質は、カテコール類、カテコールアミン類、ヒドロキシインドール類のいずれかである。 The chemical biosensor of the present invention includes a conductive polymer layer composed of a probe molecule having a site that specifically chemically binds to a substance to be detected, and the conductive polymer layer is electrochemically formed on a conductive substrate. Current value that detects a change in a current value flowing through the conductive polymer layer when a voltage is applied to the conductive polymer layer and a substance to be detected is chemically bonded to the conductive polymer layer. A detection means and a reflectance detection means for detecting a change in reflectance of light reflected by the conductive polymer layer , wherein the probe molecule is any of a benzylamine derivative, a phenylglycinonitrile derivative, and a diphenylethylenediamine derivative. The test substance is any one of catechols, catecholamines, and hydroxyindoles.
また、前記電流値検出手段と前記反射率検出手段により、前記導電性高分子層に流れる電流値の変化と、前記導電性高分子層により反射される光の反射率の変化とを、同時に検出可能に構成されたものである。 In addition, the current value detection means and the reflectance detection means simultaneously detect a change in the current value flowing through the conductive polymer layer and a change in the reflectance of light reflected by the conductive polymer layer. It is configured to be possible.
本発明のケミカルバイオセンサーによれば、被検出物質と特異的に化学結合する部位を有するプローブ分子からなる導電性高分子層を備え、前記導電性高分子層は、導電性を有する基板上に電気化学的に合成され、前記導電性高分子層に電圧を印加して被検出物質が前記導電性高分子層に化学結合するときの前記導電性高分子層に流れる電流値の変化を検出する電流値検出手段を備えており、前記導電性高分子層に電圧を印加して被検出物質が前記導電性高分子層に化学結合するときの導電性高分子層に流れる電流値の変化を電流値検出手段により検出することにより、前処理を必要とせずに、短時間で被検物質を検出することができる。 According to the chemical biosensor of the present invention, it is provided with a conductive polymer layer composed of probe molecules having a site that specifically chemically binds to a substance to be detected, and the conductive polymer layer is formed on a conductive substrate. Electrochemically synthesized, a voltage is applied to the conductive polymer layer to detect a change in the value of current flowing through the conductive polymer layer when a substance to be detected is chemically bonded to the conductive polymer layer. Current value detecting means, and a change in the current value flowing through the conductive polymer layer when a voltage is applied to the conductive polymer layer to chemically bond the substance to be detected to the conductive polymer layer. By detecting by the value detection means, the test substance can be detected in a short time without the need for pretreatment.
また、前記導電性高分子層により反射される光の反射率の変化を検出する反射率検出手段を備えており、導電性高分子層により反射される光の反射率の変化を反射率検出手段により検出することにより、前処理を必要とせずに、短時間で被検物質を検出することができる。 Further, the apparatus includes a reflectance detection unit that detects a change in reflectance of light reflected by the conductive polymer layer, and a reflectance detection unit that detects a change in reflectance of light reflected by the conductive polymer layer. By detecting by this, it is possible to detect a test substance in a short time without requiring pretreatment.
また、前記プローブ分子は、ベンジルアミン誘導体、フェニルグリシノニトリル誘導体、ジフェニルエチレンジアミン誘導体のいずれかであり、被検出物質としてのカテコール類、カテコールアミン類、ヒドロキシインドール類などと特異的に化学結合するので、前処理を必要とせずに、短時間でこれらの被検出物質を検出することができる。 In addition, the probe molecule is any one of a benzylamine derivative, a phenylglycinonitrile derivative, and a diphenylethylenediamine derivative, and specifically chemically binds to catechols, catecholamines, hydroxyindoles, and the like as detected substances. These to-be-detected substances can be detected in a short time without the need for pretreatment.
また、前記電流値検出手段と前記反射率検出手段により、前記導電性高分子層に流れる電流値の変化と、前記導電性高分子層により反射される光の反射率の変化とを、同時に検出可能に構成されたことにより、より確実に被検物質を検出することができる。 In addition, the current value detection means and the reflectance detection means simultaneously detect a change in the current value flowing through the conductive polymer layer and a change in the reflectance of light reflected by the conductive polymer layer. By being configured to be possible, the test substance can be detected more reliably.
本発明のケミカルバイオセンサーは、被検出物質と特異的に化学結合する部位を有するプローブ分子からなる導電性高分子層を備えたものである。 The chemical biosensor of the present invention includes a conductive polymer layer composed of probe molecules having a site that specifically chemically binds to a substance to be detected.
本発明の対象となる被検出物質は、主に、カテコール類、カテコールアミン類、ヒドロキシインドール類であり、カテコールアミン類としては、化１に記載のドーパミン、アドレナリン、ノルアドレナリン、ヒドロキシインドール類としては、化１に記載のセロトニンなどが挙げられる。なお、これらは一例であり、本発明の対象とする被検出物質はこれらに限定されるものではない。 Substances to be detected which are the objects of the present invention are mainly catechols, catecholamines, and hydroxyindoles. Examples of catecholamines include dopamine, adrenaline, noradrenaline, and hydroxyindoles described in Chemical formula 1. And serotonin described in the above. These are merely examples, and the detection target substance of the present invention is not limited to these.
そして、これらの被検出物質と特異的に化学結合する部位を有するプローブ分子としては、これらに限定されるものではないが、ベンジルアミン誘導体、フェニルグリシノニトリル誘導体、ジフェニルエチレンジアミン誘導体などが挙げられる。 The probe molecules having a site that specifically chemically binds to these substances to be detected include, but are not limited to, benzylamine derivatives, phenylglycinonitrile derivatives, diphenylethylenediamine derivatives, and the like.
本発明のケミカルバイオセンサーを構成する導電性高分子層は、導電性を有する高分子からなり、例えば、上記のプローブ分子を重合させて形成することができ、化２に示すポリ（３−アミノベンジルアミン）などが導電性高分子として好適に用いられる。 The conductive polymer layer constituting the chemical biosensor of the present invention is made of a polymer having conductivity, and can be formed, for example, by polymerizing the above-described probe molecule. Benzylamine) and the like are preferably used as the conductive polymer.
導電性高分子層は、基板上に形成することで容易に形成することができる。また、基板上に形成されたことにより、取り扱いを容易にすることができる。基板の種類は特定のものに限定されず、例えば、金属、ガラス、プラスチック、金属酸化物などからなるものを用いることができる。 The conductive polymer layer can be easily formed by forming it on the substrate. Moreover, handling can be facilitated by being formed on the substrate. The type of the substrate is not limited to a specific one, and for example, a substrate made of metal, glass, plastic, metal oxide, or the like can be used.
そして、導電性高分子層を基板上に形成するためには、予め化学的に合成した導電性高分子を基板上に物理的に塗布する方法や基板に化学的に共有結合させる方法、電解重合法などにより電気化学的に導電性を有する基板上で導電性高分子を重合させて合成する方法などを用いることができる。 In order to form a conductive polymer layer on a substrate, a method of physically applying a chemically synthesized conductive polymer on the substrate, a method of chemically covalently bonding to the substrate, For example, a method of polymerizing a conductive polymer on an electrochemically conductive substrate by a synthesis method or the like can be used.
なお、電解重合法などにより電気化学的に合成する場合に用いられる基板は、基板自体に導電性を有するもののほか、基板表面に金属膜などの導電層が形成されたものを用いることができる。基板表面に導電層が形成されたものを用いる場合は、導電層上に導電性高分子層が合成され、導電性高分子層と基板との間に導電層が形成された構成となる。導電性を有する基板や導電層が形成された基板を用いることで、導電性高分子層を電気化学的に容易に形成することができる。 Note that as a substrate used for electrochemical synthesis by an electrolytic polymerization method or the like, a substrate in which a conductive layer such as a metal film is formed on the substrate surface can be used in addition to the substrate itself having conductivity. In the case of using a substrate in which a conductive layer is formed on the substrate surface, a conductive polymer layer is synthesized on the conductive layer, and the conductive layer is formed between the conductive polymer layer and the substrate. By using a conductive substrate or a substrate on which a conductive layer is formed, the conductive polymer layer can be easily formed electrochemically.
つぎに、本発明のケミカルバイオセンサーの一実施例について、図１を参照しながら説明する。 Next, an embodiment of the chemical biosensor of the present invention will be described with reference to FIG.
１はポリ（３−アミノベンジルアミン）からなる導電性高分子膜であり、この導電性高分子膜１は、基板２上に形成された金薄膜からなる導電層３上に形成されている。なお、導電性高分子層１は、導電層３上に電気化学的に合成されたものである。そして、基板２の導電層３が設けられていない面には、シリンドリカルプリズム４が接している。また、導電性高分子膜１の導電層３に接していない面にはリン酸緩衝液が満たされた溶液槽５が設けられ、この溶液槽５中のリン酸緩衝液が導電性高分子膜１に接触するようになっている。 Reference numeral 1 denotes a conductive polymer film made of poly (3-aminobenzylamine). The conductive polymer film 1 is formed on a conductive layer 3 made of a gold thin film formed on a substrate 2. The conductive polymer layer 1 is electrochemically synthesized on the conductive layer 3. The cylindrical prism 4 is in contact with the surface of the substrate 2 on which the conductive layer 3 is not provided. Further, a surface of the conductive polymer film 1 that is not in contact with the conductive layer 3 is provided with a solution tank 5 filled with a phosphate buffer solution, and the phosphate buffer solution in the solution tank 5 is provided with the conductive polymer film. 1 is in contact.
また、６は導電性高分子層１に電圧を印加して、導電性高分子層１に流れる電流値の変化を検出する電流値検出手段としての電流検出器であり、この電流検出器６は、導電層３に接続する作用電極７、溶液槽５中の液体に接する参照電極８と対極電極９を備えている。 Reference numeral 6 denotes a current detector as a current value detecting means for detecting a change in a current value flowing through the conductive polymer layer 1 by applying a voltage to the conductive polymer layer 1. A working electrode 7 connected to the conductive layer 3, a reference electrode 8 in contact with the liquid in the solution tank 5, and a counter electrode 9.
また、10は導電性高分子層１により反射される光の反射率の変化を検出する反射率検出手段としての反射光検出器である。この反射光検出器10は、光照射器11が発する波長６３２．８ｎｍのｐ偏光の光が導電性高分子層１により反射されたときの光強度の変化を検出するように構成されている。 Reference numeral 10 denotes a reflected light detector as a reflectance detecting means for detecting a change in reflectance of light reflected by the conductive polymer layer 1. The reflected light detector 10 is configured to detect a change in light intensity when p-polarized light having a wavelength of 632.8 nm emitted from the light irradiator 11 is reflected by the conductive polymer layer 1.
上記のケミカルバイオセンサーにおいて、作用電極７に正の電圧を印加して導電性高分子層１を電気化学的に酸化させた状態で、溶液槽５のリン酸緩衝液に被検出物質として、例えばアドレナリンを添加すると、アドレナリン分子は導電性高分子層１と結合する。なお、アドレナリン分子が導電性高分子層１と結合したときの化学構造は、化３又は化４に示すようになっていると推定される。 In the above chemical biosensor, a positive voltage is applied to the working electrode 7 to electrochemically oxidize the conductive polymer layer 1, and a substance to be detected in the phosphate buffer solution of the solution tank 5 is, for example, When adrenaline is added, adrenaline molecules bind to the conductive polymer layer 1. The chemical structure when adrenaline molecules are bonded to the conductive polymer layer 1 is presumed to be as shown in Chemical Formula 3 or Chemical Formula 4.
この結合により、導電性高分子層１にアノード電流が流れる。この電流は、電流検出器６により電流値の変化として検出される。また、この結合により、導電性高分子層１の膜厚が増加する。この膜厚の増加は、反射光検出器10により反射率の変化として検出される。なお、電流検出器６による電流値の変化の検出、反射光検出器10による反射率の変化の検出は、同時に行うことができるように構成されている。 By this coupling, an anode current flows through the conductive polymer layer 1. This current is detected by the current detector 6 as a change in current value. Moreover, the film thickness of the conductive polymer layer 1 increases due to this bonding. This increase in film thickness is detected as a change in reflectance by the reflected light detector 10. It should be noted that detection of a change in current value by the current detector 6 and detection of a change in reflectance by the reflected light detector 10 can be performed simultaneously.
本実施例で導電性高分子として用いたポリ（３−アミノベンジルアミン）は導電性であり、電気化学的に酸化した状態でアドレナリンなどのカテコールアミン類と反応すると化学結合し、膜厚が増加することにより反射率が増加するという性質がある。この変化を反射光検出器10で測定することにより、カテコールアミン類を検出することが可能である。さらに、カテコールアミン類が導電性高分子膜に結合すること誘電率が変化するので、この変化を電流の変化として検出することでカテコールアミン類を検出することも可能である。 Poly (3-aminobenzylamine) used as the conductive polymer in this example is conductive, and when it reacts with catecholamines such as adrenaline in an electrochemically oxidized state, it chemically bonds and the film thickness increases. As a result, the reflectance increases. By measuring this change with the reflected light detector 10, catecholamines can be detected. Furthermore, since the dielectric constant changes when catecholamines bind to the conductive polymer film, it is also possible to detect catecholamines by detecting this change as a change in current.
このように、本実施例のケミカルバイオセンサーによれば、被検出物質と特異的に化学結合する部位を有するプローブ分子からなる導電性高分子層１を備えており、導電性高分子層１に流れる電流値の変化、又は、導電性高分子層により反射される光の反射率の変化を検出することにより、前処理を必要とせずに、短時間で被検物質を検出することができる。 As described above, according to the chemical biosensor of this example, the conductive polymer layer 1 including the probe molecule having a site that specifically chemically binds to the target substance is provided. By detecting the change in the value of the flowing current or the change in the reflectance of the light reflected by the conductive polymer layer, the test substance can be detected in a short time without the need for pretreatment.
また、前記導電性高分子層１は、基板２上に形成されたことにより、導電性高分子層１を容易に形成することができ、また、取り扱いを容易にすることができる。 Further, since the conductive polymer layer 1 is formed on the substrate 2, the conductive polymer layer 1 can be easily formed and can be easily handled.
また、前記導電性高分子層１と前記基板２との間に導電層３が形成され、前記導電性高分子層１は、前記導電層３上に電気化学的に合成されたことにより、導電性高分子層を電気化学的に容易に形成することができる。 In addition, a conductive layer 3 is formed between the conductive polymer layer 1 and the substrate 2, and the conductive polymer layer 1 is electrochemically synthesized on the conductive layer 3. The conductive polymer layer can be easily formed electrochemically.
また、前記導電性高分子層１に流れる電流値の変化を検出する電流値検出手段としての電流検出器６を備えており、導電性高分子層１に流れる電流値の変化を電流検出器６により検出することにより、前処理を必要とせずに、短時間で被検物質を検出することができる。 Further, a current detector 6 is provided as a current value detecting means for detecting a change in the current value flowing through the conductive polymer layer 1, and the change in the current value flowing through the conductive polymer layer 1 is detected by the current detector 6. By detecting by this, it is possible to detect a test substance in a short time without requiring pretreatment.
また、前記導電性高分子層１により反射される光の反射率の変化を検出する反射率検出手段としての反射光検出器10を備えており、導電性高分子層１により反射される光の反射率の変化を反射光検出器10により検出することにより、前処理を必要とせずに、短時間で被検物質を検出することができる。 Further, a reflected light detector 10 is provided as a reflectance detection means for detecting a change in reflectance of light reflected by the conductive polymer layer 1, and the reflected light of the light reflected by the conductive polymer layer 1 is provided. By detecting the change in reflectance by the reflected light detector 10, the test substance can be detected in a short time without the need for pretreatment.
また、電流検出器６と反射光検出器10により、前記導電性高分子層１に流れる電流値の変化と、前記導電性高分子層１により反射される光の反射率の変化とを、同時に検出可能に構成されたことにより、より確実に被検物質を検出することができる。 In addition, the current detector 6 and the reflected light detector 10 simultaneously change the value of the current flowing through the conductive polymer layer 1 and change the reflectance of light reflected by the conductive polymer layer 1. By being configured to be detectable, the test substance can be detected more reliably.
さらに、試料を前処理することなく、その場で連続的にカテコールアミン類を測定することが可能となるので、臨床分野、研究開発分野で応用されることが期待される。 Furthermore, since catecholamines can be continuously measured in situ without pretreatment of the sample, it is expected to be applied in the clinical field and the research and development field.
以下、より具体的な実施例に基づいて、本発明について詳細に説明する。なお、本発明は、以下の実施例によって制限されるものではない。 Hereinafter, the present invention will be described in detail based on more specific examples. In addition, this invention is not restrict | limited by a following example.
０．０５Ｍの３−アミノベンジルアミン、０．５Ｍの硫酸を溶解した溶液中に金電極を浸した。金電極に通電して３−アミノベンジルアミンを電解重合することによって、金電極上に電気化学的にポリ（３−アミノベンジルアミン）膜を堆積した。 The gold electrode was immersed in a solution in which 0.05M 3-aminobenzylamine and 0.5M sulfuric acid were dissolved. A poly (3-aminobenzylamine) film was electrochemically deposited on the gold electrode by energizing the gold electrode to electropolymerize 3-aminobenzylamine.
ここで、電解重合は、以下の条件で行った。銀・塩化銀参照電極に対して−０．２Ｖ〜０．９Ｖの間を掃引速度２０ｍＶ／ｓで１０サイクル −０．２Ｖ〜０．９５Ｖを１０サイクル、−０．２Ｖ〜１．１を１０サイクル行った。なお、対電極には白金を用いた。膜厚はおおよそ９．２ｎｍであった。 Here, the electrolytic polymerization was performed under the following conditions. 10 cycles with a sweep rate of 20 mV / s between −0.2 V and 0.9 V with respect to the silver / silver chloride reference electrode, 10 cycles of −0.2 V to 0.95 V, and 10 of −0.2 V to 1.1. Cycled. In addition, platinum was used for the counter electrode. The film thickness was approximately 9.2 nm.
リン酸緩衝液中で、実施例１で作製したポリ（３−アミノベンジルアミン）膜に電圧を印加して電気化学的に酸化させた状態とし、この状態でリン酸緩衝液にアドレナリンを投入し、膜表面での反射率を測定した。 In the phosphate buffer solution, a voltage was applied to the poly (3-aminobenzylamine) membrane prepared in Example 1 to be electrochemically oxidized, and in this state, adrenaline was added to the phosphate buffer solution. The reflectance at the film surface was measured.
ここで、測定は、以下の条件で行った。電圧を０．６５Ｖ一定に保ち、反射率が一定になった約２５０秒後にリン酸緩衝役中で０．１ｍＭの濃度になるようにカテコールアミンを投入した。反射率は、入射角度５３．５°に固定することにより測定を行った。 Here, the measurement was performed under the following conditions. The voltage was kept constant at 0.65 V, and catecholamine was added to a concentration of 0.1 mM in the phosphate buffer approximately 250 seconds after the reflectance became constant. The reflectance was measured by fixing the incident angle at 53.5 °.
その結果、図２に示すように、アドレナリンの投入により、膜表面での反射率が増加した。これは、アドレナリンが膜表面に結合して膜厚が増加したことに起因するものである。 As a result, as shown in FIG. 2, the reflectance on the film surface was increased by the introduction of adrenaline. This is because adrenaline binds to the film surface and the film thickness increases.
実施例１で作製したポリ（３−アミノベンジルアミン）膜を電気的に酸化させた状態で、電流値の変化と反射率の変化を同時測定した。 In the state in which the poly (3-aminobenzylamine) film produced in Example 1 was electrically oxidized, the change in current value and the change in reflectance were measured simultaneously.
ここで、測定は、以下の条件で行った。電圧を０．６５Ｖ一定に保ち、反射率が一定になった約２５０秒後にリン酸緩衝役中で０．１ｍＭの濃度になるようにカテコールアミンを投入した。反射率は、入射角度５３．５°に固定することにより測定を行った。金電極と白金電極の間を流れる電流も同時に検出を行った。 Here, the measurement was performed under the following conditions. The voltage was kept constant at 0.65 V, and catecholamine was added to a concentration of 0.1 mM in the phosphate buffer approximately 250 seconds after the reflectance became constant. The reflectance was measured by fixing the incident angle at 53.5 °. The current flowing between the gold electrode and the platinum electrode was also detected at the same time.
その結果、アドレナリンの吸着により酸化状態のポリ（３−アミノベンジルアミン）膜がさらに酸化され、図３に示すように、電流の増大が確認された。また、同時に反射率が増加した。 As a result, the oxidized poly (3-aminobenzylamine) film was further oxidized by adrenaline adsorption, and an increase in current was confirmed as shown in FIG. At the same time, the reflectance increased.
０．０５Ｍのアニリン、０．５Ｍの硫酸を溶解した溶液中に金電極を浸した。金電極に通電してアニリンを電解重合することによって、金電極上に電気化学的にポリアニリン膜を堆積した。ここで、−０．２Ｖ〜０．９Ｖの間を２０ｍＶ／ｓで２サイクル行うことによりポリアニリン膜を作製した。 The gold electrode was immersed in a solution in which 0.05M aniline and 0.5M sulfuric acid were dissolved. A polyaniline film was electrochemically deposited on the gold electrode by energizing the gold electrode to electropolymerize the aniline. Here, a polyaniline film was produced by performing two cycles of −0.2 V to 0.9 V at 20 mV / s.
そして、リン酸緩衝液中で、実施例１で作製したポリ（３−アミノベンジルアミン）膜と、上記で作製したポリアニリン膜にそれぞれ電圧を印加して電気化学的に酸化させた状態とし、この状態でリン酸緩衝液にアドレナリンを投入し、電流値の変化を測定した。 Then, in the phosphate buffer solution, a voltage was applied to each of the poly (3-aminobenzylamine) film prepared in Example 1 and the polyaniline film prepared above to be electrochemically oxidized. In the state, adrenaline was added to the phosphate buffer, and the change in the current value was measured.
ここで、測定は、以下の条件で行った。ポリ（３−アミノベンジルアミン）膜、ポリアニリン膜、それぞれの場合において、銀・塩化銀参照電極に対して０．６５Ｖの電圧で膜を酸化状態にして、ほぼ一定となるように２分以上経過してから、リン酸緩衝液中で１ｍＭのカテコールアミンを投入し、金電極と白金電極の間に流れる電流値を測定した。 Here, the measurement was performed under the following conditions. In each case, the poly (3-aminobenzylamine) film and the polyaniline film are in an oxidized state at a voltage of 0.65 V with respect to the silver / silver chloride reference electrode, and two or more minutes have passed so as to be almost constant. Then, 1 mM catecholamine was added in the phosphate buffer, and the value of the current flowing between the gold electrode and the platinum electrode was measured.
その結果、図４に示すように、ポリアニリン膜では電流値の変化はほとんどないのに対し、ポリ（３−アミノベンジルアミン）膜では、大きな電流値の変化が見られた。 As a result, as shown in FIG. 4, there was almost no change in current value in the polyaniline film, whereas a large change in current value was seen in the poly (3-aminobenzylamine) film.
１ 導電性高分子層
２ 基板
３ 導電層
６ 電流検出器（電流値検出手段）
10 反射光検出器（反射率検出手段）
DESCRIPTION OF SYMBOLS 1 Conductive polymer layer 2 Board | substrate 3 Conductive layer 6 Current detector (current value detection means)
10 Reflected light detector (reflectance detection means)
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