JP6376684B2 - グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサー - Google Patents
グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサー Download PDFInfo
- Publication number
- JP6376684B2 JP6376684B2 JP2014095375A JP2014095375A JP6376684B2 JP 6376684 B2 JP6376684 B2 JP 6376684B2 JP 2014095375 A JP2014095375 A JP 2014095375A JP 2014095375 A JP2014095375 A JP 2014095375A JP 6376684 B2 JP6376684 B2 JP 6376684B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- glucose
- electrode
- glucose sensing
- organic
- thin film
- 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.)
- Active
Links
Description
本発明は、グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーに関する。
グルコース・バイオセンサーは、糖尿病の検出応用などの点で注目を浴びており、いろいろなタイプが研究開発されている（非特許文献１〜４）。
これまでのグルコースセンサーは、大まかに、グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプと、酵素を備えていないタイプの２種類がある。
これまでのグルコースセンサーは、大まかに、グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプと、酵素を備えていないタイプの２種類がある。
酵素を備えていないタイプのグルコースセンサーでは、グルコース以外の糖が検出され、グルコースのみを選択的に検出することが困難であるという問題があった。
一方、グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプのグルコースセンサーは、酵素を通過した電子の個数を直接、電流値として計測できるため、電流値からグルコース濃度のみを選択的に算出できる。
グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプのグルコースセンサーとしては、グルコースデヒドロゲナーゼ活性を有するタンパク質を有するグルコースセンサー（特許文献１）、ピロロキノリンキノン依存性グルコースデヒドロゲナーゼ変異体を有するグルコースセンサー（特許文献２）などが開発されている。
グルコースを感知可能な酵素を備えているタイプのグルコースセンサーとしては、グルコースデヒドロゲナーゼ活性を有するタンパク質を有するグルコースセンサー（特許文献１）、ピロロキノリンキノン依存性グルコースデヒドロゲナーゼ変異体を有するグルコースセンサー（特許文献２）などが開発されている。
また、近年、グルコースオキシダーゼ（ＧＯｘ）を用いたバイオセンサーが開発され、ＧＯｘのレドックス・センターであるＦＡＤが電極へ直接電子移動（ＤＥＴ）可能であることが報告された（非特許文献５）。
しかし、これらの従来のグルコースセンサーには、耐久性の点で問題があった。図１は、従来のグルコースセンサーの電圧印加による酵素の変形の一例を説明する図である。図１に示すように、従来のグルコースオキシダーゼを用いたバイオセンサーは、電圧印加したときに、酵素が電極表面に強く押し付けられることにより、形状変形（ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ）されて、壊れる場合があった。形状変形により性能は悪化し、また、繰り返し使用により、使用可能な酵素な数が減り、グルコースの検出感度が低下した。
非特許文献６は、レドックスポリマーを用いたグルコース・バイオセンサーに関するものであるが、酵素が電気化学的に還元される電位（還元電位）は−０．６Ｖであるが、文献で用いられているレドックスポリマーの還元電位（−０．１〜−０．４Ｖ）は酵素の還元電位より正電位側であるため、レドックスポリマーの方が電気化学的に先に還元される。従って、酵素を通過した電子の個数を直接、電流値として計測することはできない。
しかし、これらの従来のグルコースセンサーには、耐久性の点で問題があった。図１は、従来のグルコースセンサーの電圧印加による酵素の変形の一例を説明する図である。図１に示すように、従来のグルコースオキシダーゼを用いたバイオセンサーは、電圧印加したときに、酵素が電極表面に強く押し付けられることにより、形状変形（ｄｅｆｏｒｍａｔｉｏｎ）されて、壊れる場合があった。形状変形により性能は悪化し、また、繰り返し使用により、使用可能な酵素な数が減り、グルコースの検出感度が低下した。
非特許文献６は、レドックスポリマーを用いたグルコース・バイオセンサーに関するものであるが、酵素が電気化学的に還元される電位（還元電位）は−０．６Ｖであるが、文献で用いられているレドックスポリマーの還元電位（−０．１〜−０．４Ｖ）は酵素の還元電位より正電位側であるため、レドックスポリマーの方が電気化学的に先に還元される。従って、酵素を通過した電子の個数を直接、電流値として計測することはできない。
Ｊ．Ｆｅｉ，Ｙ．Ｗｕ，Ｘ．Ｊｉ，Ｊ．Ｗａｎｇ，Ｓ．Ｈｕ，Ｚ．Ｇａｏ，Ａｎａｌ．Ｓｃｉ．１９（２００３）１２５９．
Ｗ．Ａ．Ａｌｖｅｓ，Ｐ．Ａ．Ｆｉｏｒｉｔｏ，Ｓ．Ｉ．Ｃ．Ｔｏｒｒｅｓｉ，Ｒ．Ｍ．Ｔｏｒｒｅｓｉ，Ｂｉｏｓｅｎｓ．Ｂｉｏｅｌｅｃｔｒｏｎ．２２（２００６）２９８．
Ｙ．Ｆｕ，Ｐ．Ｌｉ，Ｌ．Ｂｕ，Ｔ．Ｗａｎｇ，Ｑ．Ｘｉｅ，Ｊ．Ｃｈｅｎ，Ｓ．Ｙａｏ，Ａｎａｌ．Ｃｈｅｍ．８３（２０１１）６５１１．
Ｙ．Ｇｕｏ，Ｙ．Ｈａｎ，Ｓ．Ｓｈｕａｎｇ，Ｃ．Ｄｏｎｇ，Ｊ．Ｍａｔｅｒ．Ｃｈｅｍ．２２（２０１２）１３１６６．
Ｇｈｉｎｄｉｌｉｓ，Ａ．Ｌ．；Ａｔａｎａｓｏｖ，Ｐ．；Ｗｉｌｋｉｎｓ，Ｅ．Ｅｌｅｃｔｒｏａｎａｌｙｓｉｓ １９９７，９，６６１−６７４．
Ｄｅｎｇ，Ｈ．；Ｔｅｏ，Ａ．Ｋ．Ｌ．；Ｇａｏ，Ｚ．Ｓｅｎｓ．Ａｃｔｕａｔｏｒ Ｂ−Ｃｈｅｍ．２０１４，１９１，５２２−５２８．
本発明は、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーを提供することを課題とする。
上記事情を鑑みて、試行錯誤することにより、本発明者は、金属イオンを介してリガンドを連結して伸長されたポリマーである金属超分子ポリマー（有機／金属ハイブリッドポリマー）と、グルコースを認知可能な酵素とからなる材料を使えば、グルコース選択性が高くできるとともに、ＧＯｘを高分子ネットワーク構造内に安定して配置させることができ、また、酵素と電極との間で直接電子のやり取りをするのではなく、ポリマーの金属イオンを介して電子のやり取りを行うことができ、繰り返し使用の耐久性が高くできることに想到した。具体的に、水溶性のコバルト超分子ポリマー（有機／金属ハイブリッドポリマー）と、グルコースオキシターゼ酵素を組み合わせることにより、グルコースの選択性高くでき、高分子ネットワーク内に酵素を安定保持し、酵素の変形を防止して、繰り返し使用の耐久性を高くできることを見出して、本発明を完成した。
本発明は、以下の構成を有する。
本発明は、以下の構成を有する。
（１）有機／金属ハイブリッドポリマーに糖検出酵素が混合されていることを特徴とするグルコース感知材料。
（２）前記有機／金属ハイブリッドポリマーが、水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーであることを特徴とする（１）に記載のグルコース感知材料。
（３）前記糖検出酵素がグルコースオキシダーゼであることを特徴とする（１）又は（２）に記載のグルコース感知材料。
（４）前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることを特徴とする（１）〜（３）のいずれかに記載のグルコース感知材料。
（２）前記有機／金属ハイブリッドポリマーが、水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーであることを特徴とする（１）に記載のグルコース感知材料。
（３）前記糖検出酵素がグルコースオキシダーゼであることを特徴とする（１）又は（２）に記載のグルコース感知材料。
（４）前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることを特徴とする（１）〜（３）のいずれかに記載のグルコース感知材料。
（５）導電体材料からなる電極部材と薄膜とからなるグルコース感知電極であって、前記電極部材に露出された電極面が設けられており、前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、前記薄膜が（１）〜（４）のいずれかに記載のグルコース感知材料を含有していることを特徴とするグルコース感知電極。
（６）有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有することを特徴とするグルコース感知電極の製造方法。
（７）（５）に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有することを特徴とするグルコースセンサー。
（６）有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有することを特徴とするグルコース感知電極の製造方法。
（７）（５）に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有することを特徴とするグルコースセンサー。
本発明のグルコース感知材料は、有機／金属ハイブリッドポリマーに糖検出酵素が混合されている構成なので、ネットワーク構造の中で、金属イオンの近傍に酵素を安定保持することができ、金属イオンとレドックス・センターとの間の電子の移動をスムーズに行うことができる。また、電極表面に薄膜状に形成しても、金属イオンを介して電極と酸化還元反応を行うことができるので、酵素の酸化還元反応を電極から独立して行うことができる。また、ポリマーにおけるコバルト（ＩＩ）からコバルト（Ｉ）への還元電位（−０．８５Ｖ以下）は、酵素の還元電位（−０．６Ｖ）よりも負電位であるため、電気化学的に酵素の還元電流を直接測定することができる。また、ネットワーク構造の中に酵素を安定保持することにより、電圧印加しても酵素を変形させないようにできる。以上により、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明のグルコース感知電極は、導電体材料からなる電極部材と薄膜とからなるグルコース感知電極であって、前記電極部材に露出された電極面が設けられており、前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、前記薄膜が先に記載のグルコース感知材料を含有している構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明のグルコース感知電極の製造方法は、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有する構成なので、容易に、かつ、短時間で、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを製造できる。
本発明のグルコースセンサーは、先に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有する構成なので、繰り返し使用の耐久性を高く、かつ、グルコース選択性を高くできる。
（グルコース感知電極）
まず、本発明の実施形態であるグルコース感知電極について説明する。
図２は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知電極は、導電体材料からなる電極部材２２と薄膜２４とからなるグルコース感知電極２１である。電極部材２２は円柱状であり、側面はカバー部材２３で覆われている。導電体材料としてはグラッシーカーボンなどを挙げることができる。また、カバー部材としてはテフロンを挙げることができる。
電極部材２２に露出された電極面２２ａが設けられており、電極面２２ａを覆うように薄膜２４が形成されている。
図３は、図２のＡ部拡大図である。
薄膜２４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０を含有している。グルコース感知材料１０が凝縮されて薄膜化されている。
薄膜の膜厚は１５０ｎｍ以上、７００ｎｍ以下が好ましい。薄すぎると、酵素が安定に保持されず、薄膜から抜け出るおそれが生じる。
まず、本発明の実施形態であるグルコース感知電極について説明する。
図２は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知電極は、導電体材料からなる電極部材２２と薄膜２４とからなるグルコース感知電極２１である。電極部材２２は円柱状であり、側面はカバー部材２３で覆われている。導電体材料としてはグラッシーカーボンなどを挙げることができる。また、カバー部材としてはテフロンを挙げることができる。
電極部材２２に露出された電極面２２ａが設けられており、電極面２２ａを覆うように薄膜２４が形成されている。
図３は、図２のＡ部拡大図である。
薄膜２４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０を含有している。グルコース感知材料１０が凝縮されて薄膜化されている。
薄膜の膜厚は１５０ｎｍ以上、７００ｎｍ以下が好ましい。薄すぎると、酵素が安定に保持されず、薄膜から抜け出るおそれが生じる。
（グルコース感知材料）
次に、本発明の実施形態であるグルコース感知材料について説明する。
図４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に糖検出酵素１１が混合されている。
次に、本発明の実施形態であるグルコース感知材料について説明する。
図４は、本発明の実施形態であるグルコース感知材料の一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に糖検出酵素１１が混合されている。
有機／金属ハイブリッドポリマー１２は、複数の有機配位子が互いに、金属イオンを介して、連結された高分子である。
有機配位子は、配位結合部位を有する有機分子であり、配位結合部位は、例えば、ターピリジン（ｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ）基である。ターピリジン基が金属イオンと配位結合することにより、有機配位子は長鎖状に連結される。
図５は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２の一例を示す化学式である。水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマー（Ｃｏ（ＩＩ）−ｂｉｓｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ−ｂａｓｅｄ ｍｅｔａｌｌｏ−ｓｕｐｒａｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｐｏｌｙｍｅｒ：ＣｏＬ１と略記する。）である
有機配位子は、配位結合部位を有する有機分子であり、配位結合部位は、例えば、ターピリジン（ｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ）基である。ターピリジン基が金属イオンと配位結合することにより、有機配位子は長鎖状に連結される。
図５は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２の一例を示す化学式である。水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマー（Ｃｏ（ＩＩ）−ｂｉｓｔｅｒｐｙｒｉｄｉｎｅ−ｂａｓｅｄ ｍｅｔａｌｌｏ−ｓｕｐｒａｍｏｌｅｃｕｌａｒ ｐｏｌｙｍｅｒ：ＣｏＬ１と略記する。）である
前記糖検出酵素１１としては、グルコースオキシダーゼ（ｇｌｕｃｏｓｅ ｏｘｉｄａｓｅ：ＧＯｘと略記する。）を挙げることができる。
グルコースオキシダーゼは、二量体のタンパク質からなる酵素であり、フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）を有する。
フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）は、生化学的酸化還元反応において電子受容体として作用し、レドックス・センターと機能し、ＦＡＤＨ２へ還元される。このとき、β−Ｄ−グルコースをＤ−グルコノ−１，５−ラクトンへ酸化することができる。
化学反応式（１）は、ＦＡＤとＦＡＤＨ２との間の酸化還元反応を示す式である。
グルコースオキシダーゼは、二量体のタンパク質からなる酵素であり、フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）を有する。
フラビンアデニンジヌクレオチド（ＦＡＤ）は、生化学的酸化還元反応において電子受容体として作用し、レドックス・センターと機能し、ＦＡＤＨ２へ還元される。このとき、β−Ｄ−グルコースをＤ−グルコノ−１，５−ラクトンへ酸化することができる。
化学反応式（１）は、ＦＡＤとＦＡＤＨ２との間の酸化還元反応を示す式である。
＜グルコース感知電極の電極反応機構＞
グルコース感知電極２１をグルコース含有溶液２６に浸漬し、電圧を印加すると、電極反応がなされる。
図６は、電極反応機構の一例を示す説明図である。
（ステップ１）溶液内から薄膜内にグルコースが取り込まれる。
（ステップ２）薄膜内でグルコースがＧＯｘ内に取り込まれ、グルコースはグルコノラクトンへ酸化され、ＧＯＸ（ＦＡＤ）はＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される。
化学反応式（２）は、グルコースをグルコノラクトンへ酸化し、ＧＯｘ（ＦＡＤ）がＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される反応を示す式である。
グルコース感知電極２１をグルコース含有溶液２６に浸漬し、電圧を印加すると、電極反応がなされる。
図６は、電極反応機構の一例を示す説明図である。
（ステップ１）溶液内から薄膜内にグルコースが取り込まれる。
（ステップ２）薄膜内でグルコースがＧＯｘ内に取り込まれ、グルコースはグルコノラクトンへ酸化され、ＧＯＸ（ＦＡＤ）はＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される。
化学反応式（２）は、グルコースをグルコノラクトンへ酸化し、ＧＯｘ（ＦＡＤ）がＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）へ還元される反応を示す式である。
化学反応式（３）は、ＧＯｘ（ＦＡＤ）のＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）への還元反応を示す式である。
（ステップ３）有機／金属ハイブリッドポリマー中のＣｏ（ＩＩ）によってＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）はＧＯＸ（ＦＡＤ）へ酸化され、Ｃｏ（ＩＩ）はＣｏ（Ｉ）へ還元される。
化学反応式（４）は、酸素存在下における、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。還元体ＦＡＤＨ２は酸素分子によって酸化され、ＧＯｘ（ＦＡＤ）となり、酸素分子は過酸化水素に還元される。
化学反応式（４）は、酸素存在下における、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。還元体ＦＡＤＨ２は酸素分子によって酸化され、ＧＯｘ（ＦＡＤ）となり、酸素分子は過酸化水素に還元される。
（ステップ４）有機／金属ハイブリッドポリマー中のＣｏ（Ｉ）はＣｏ（ＩＩ）へと電気化学的に酸化され、ポリマーから電極に電子が移動する。
化学反応式（５）は、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。ＣｏＩＩＬ１は、ＣｏＩＬ１に還元される。
化学反応式（５）は、ＧＯｘ（ＦＡＤＨ２）のＧＯｘ（ＦＡＤ）への酸化反応を示す式である。ＣｏＩＩＬ１は、ＣｏＩＬ１に還元される。
化学反応式（６）は、ＣｏＩＩＬ１は電子を受け取り、ＣｏＩＬ１に還元される。
ＣｏＩＩＬ１が電気化学的に還元されるとき、ポリマーから電極に電子が移動する。この電流値を計測する。グルコースによって酵素が還元されると、還元された酵素はＣｏＩＩＬ１によって酸化され、ＣｏＩＩＬ１はＣｏＩＬ１に還元される。そのため、溶液中にグルコースが存在すると、ＣｏＩＩＬ１が電気化学的に還元されるときの電流値が減少する。この電流の減少分からグルコースの濃度を定量できる。
前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることが好ましい。これにより、グルコースを高感度で検出することができる。
（グルコース感知電極の製造方法）
次に、グルコース感知電極の製造方法について説明する。
グルコース感知電極の製造方法は、混合溶液調製工程Ｓ１と、薄膜形成工程Ｓ２と、を有する。
次に、グルコース感知電極の製造方法について説明する。
グルコース感知電極の製造方法は、混合溶液調製工程Ｓ１と、薄膜形成工程Ｓ２と、を有する。
（混合溶液調製工程Ｓ１）
この工程では、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する。
前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散することが好ましい。
この工程では、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する。
前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散することが好ましい。
（薄膜形成工程Ｓ２）
この工程では、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する。
ディッピング法、キャスト法、スピンコーティング法などの湿式成膜法を用いることができる。
この工程では、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する。
ディッピング法、キャスト法、スピンコーティング法などの湿式成膜法を用いることができる。
（グルコースセンサー）
次に、本発明の実施形態であるグルコースセンサーについて説明する。
図７は、本発明の実施形態であるグルコースセンサーの一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコースセンサー３１は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極２１と、参照電極３３と、対電極３４と、各電極に配線３５により接続された電源部（図示略）を有する。
各電極を容器３６に満たされたグルコース含有溶液２６に浸漬して、電圧印加することにより、電流値から、グルコース濃度を算出できる。
次に、本発明の実施形態であるグルコースセンサーについて説明する。
図７は、本発明の実施形態であるグルコースセンサーの一例を示す図である。
本発明の実施形態であるグルコースセンサー３１は、本発明の実施形態であるグルコース感知電極２１と、参照電極３３と、対電極３４と、各電極に配線３５により接続された電源部（図示略）を有する。
各電極を容器３６に満たされたグルコース含有溶液２６に浸漬して、電圧印加することにより、電流値から、グルコース濃度を算出できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に糖検出酵素１１が混合されている構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２が水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーである構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、糖検出酵素１１がグルコースオキシダーゼである構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料１０は、有機／金属ハイブリッドポリマー１２に対して糖検出酵素１１が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されている構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知電極２１は、導電体材料からなる電極部材２２と薄膜２４とからなるグルコース感知電極であって、電極部材２２に露出された電極面２２ａが設けられており、電極面２２ａを覆うように薄膜２４が形成されており、薄膜２５がグルコース感知材料１０を含有している構成なので、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを提供できる。
本発明の実施形態であるグルコース感知電極の製造方法は、有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程と、前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有する構成なので、容易に、かつ、短時間で、繰り返し使用の耐久性が高く、かつ、グルコース選択性が高いグルコースセンサーを製造できる。
本発明の実施形態であるグルコースセンサー３１は、グルコース感知電極２１と、参照電極３３と、対電極３４と、各電極に接続された電源部を有する構成なので、繰り返し使用の耐久性を高く、かつ、グルコース選択性を高くできる。
本発明の実施形態であるグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーは、上記実施形態に限定されるものではなく、本発明の技術的思想の範囲内で、種々変更して実施することができる。本実施形態の具体例を以下の実施例で示す。しかし、本発明はこれらの実施例に限定されるものではない。
（実施例１）
まず、ＣｏＬ１とＧｏｘを含む混合溶液を調製した。
次に、薄膜を形成した。
図８は、薄膜形成工程図であり、薄膜形成前の電極側面図（ａ−１）、薄膜形成前の電極底面図（ａ−２）、薄膜形成後の電極側面図（ｂ−１）、薄膜形成後の電極底面図（ｂ−２）である。膜厚は３５０ｎｍとした。
まず、図８（ａ−１）、（ａ−２）に示すＧＣＥ電極を準備した。電極部材がグラッシーカーボン（ＧＣ）であり、カバー部材がテフロンである。
次に、図８（ｂ−１）、（ｂ−２）に示すように、前記混合溶液を電極部に塗布してから、乾燥して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）を作製した。
まず、ＣｏＬ１とＧｏｘを含む混合溶液を調製した。
次に、薄膜を形成した。
図８は、薄膜形成工程図であり、薄膜形成前の電極側面図（ａ−１）、薄膜形成前の電極底面図（ａ−２）、薄膜形成後の電極側面図（ｂ−１）、薄膜形成後の電極底面図（ｂ−２）である。膜厚は３５０ｎｍとした。
まず、図８（ａ−１）、（ａ−２）に示すＧＣＥ電極を準備した。電極部材がグラッシーカーボン（ＧＣ）であり、カバー部材がテフロンである。
次に、図８（ｂ−１）、（ｂ−２）に示すように、前記混合溶液を電極部に塗布してから、乾燥して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）を作製した。
（比較例１）
次に、ＣｏＬ１のみを含む溶液を用いた他は実施例１と同様にして、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極（比較例１）を作製した。
次に、ＣｏＬ１のみを含む溶液を用いた他は実施例１と同様にして、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極（比較例１）を作製した。
＜特性測定＞
参照電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）と、対電極（白金）と、電解液（飽和ＫＣｌ溶液：Ｓａｔ‘ｄ ＫＣｌ）を用いて、作成した電極（実施例１、比較例１）を作用電極として、ＣＶ特性を測定した。
参照電極（Ａｇ／ＡｇＣｌ）と、対電極（白金）と、電解液（飽和ＫＣｌ溶液：Ｓａｔ‘ｄ ＫＣｌ）を用いて、作成した電極（実施例１、比較例１）を作用電極として、ＣＶ特性を測定した。
（特性測定）
図９は、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極のＣＶのスキャン速度依存性を示すグラフである。２０、５０、１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００、１２００、１５００ｍＶｓ−１とスキャン速度を変えて測定した。スキャン速度を大きくするに従い電流値Ｉｐは大きくなった。
図９は、ＣｏＬ１／ＧＣＥ電極のＣＶのスキャン速度依存性を示すグラフである。２０、５０、１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００、１２００、１５００ｍＶｓ−１とスキャン速度を変えて測定した。スキャン速度を大きくするに従い電流値Ｉｐは大きくなった。
図１０は、ＣＶ測定データを、スキャン速度を横軸、Ｉｐを縦軸にして表したグラフである。
電流値とスキャン速度は１次線形の関係となった。
電流値とスキャン速度は１次線形の関係となった。
図１１は、ＣＶ測定データを、ｌｏｇ（スキャン速度）を横軸、Ｅｐを縦軸にして表したグラフである。
ｌｏｇ（スキャン速度）が０付近で、Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）は１次線形の関係となった。
ｌｏｇ（スキャン速度）が０付近で、Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）は１次線形の関係となった。
図１２は、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極のＣＶのスキャン速度依存性を示すグラフである。２０、５０、１００、２００、３００、４００、５００、６００、７００、８００、９００、１０００、１２００、１５００ｍＶｓ−１とスキャン速度を変えて測定した。スキャン速度を大きくするに従い電流値Ｉｐは大きくなった。
図１３は、ＣＶ測定データを、スキャン速度を横軸、Ｉｐを縦軸にして表したグラフである。
電流値とスキャン速度はほぼ１次線形の関係となった。
電流値とスキャン速度はほぼ１次線形の関係となった。
図１４は、ＣＶ測定データを、ｌｏｇ（スキャン速度）を横軸、Ｅｐを縦軸にして表したグラフである。
Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）はほぼ１次線形の関係となった。
Ｅｐとｌｏｇ（スキャン速度）はほぼ１次線形の関係となった。
Ｉｐはピーク電流値であり、Ｉｐａは還元電流値であり、Ｉｐｃは酸化電流値である。
Ｉｐｃ（ＧＯｘ）はＧＯｘの還元電流値である。
Ｅｐは酸化還元電位であり、Ｅｐａは還元電位であり、Ｅｐｃは酸化電位である。
式（１）は、ＩｐとＴ又はνとの関係を示す式である。
Ｉｐｃ（ＧＯｘ）はＧＯｘの還元電流値である。
Ｅｐは酸化還元電位であり、Ｅｐａは還元電位であり、Ｅｐｃは酸化電位である。
式（１）は、ＩｐとＴ又はνとの関係を示す式である。
ここで、ｎは移動電子数であり、Ｆはファラデー定数であり、Ｒは気体定数であり、Ｔは温度であり、Ａは電極面積であり、Γ＊は表面のカバレッジであり、νは掃引速度である。
ＣｏＬ１のΓ＊は１．４５×１０−８モル／ｃｍ２であり、ＧＯｘのΓ＊は７．４９×１０−１１モル／ｃｍ２となった。
式（２）は、Ｌａｖｉｒｏｎの式である。
ＣｏＬ１のΓ＊は１．４５×１０−８モル／ｃｍ２であり、ＧＯｘのΓ＊は７．４９×１０−１１モル／ｃｍ２となった。
式（２）は、Ｌａｖｉｒｏｎの式である。
ここで、ｋＳは電子転送率定数であり、αは電荷輸送係数であり、Ｆはファラデー定数である。
ＣｏＬ１のｋＳは１．１７ｓ−１であり、αは０．３４となった。ＣｏＬ１のレドックス再現性はＧＯｘでのＤＥＴ（直接電子移動）に影響を受けていた。
ＣｏＬ１のｋＳは１．１７ｓ−１であり、αは０．３４となった。ＣｏＬ１のレドックス再現性はＧＯｘでのＤＥＴ（直接電子移動）に影響を受けていた。
図１５は、ＰＢＳ中、１００ｍＶｓ−１のスキャン速度の、電極材料の違いを示すＣＶグラフである。ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）の方がＣｏＬ１／ＧＣＥ電極（比較例１）に比べて大きな電流値の変化を示した。
図１６は、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極のＣＶの電解質溶液依存性を示すグラフである。グルコース感知反応を示している。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１、１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘで混合溶液を調製し、グラッシーカーボン（ＧＣ）電極に薄膜を形成して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を作製した。
電解質溶液として、Ｎ２飽和ＰＢＳ（Ｎ２−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ＋１ｍＭグルコース（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ＋１ｍＭ ｇｌｕｃｏｓｅ）を用いた。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１、１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘで混合溶液を調製し、グラッシーカーボン（ＧＣ）電極に薄膜を形成して、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を作製した。
電解質溶液として、Ｎ２飽和ＰＢＳ（Ｎ２−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ）、空気飽和ＰＢＳ＋１ｍＭグルコース（ａｉｒ−ｓａｔｕｒａｔｅｄ ＰＢＳ＋１ｍＭ ｇｌｕｃｏｓｅ）を用いた。
ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極では、先に記載の化学反応式（２）〜（５）に示す化学反応が行われると推察できる。
フラビンアデニンジヌクレオチドの酸化型であるＦＡＤは酸素によって再生され、約−０．５５Ｖで、ＧＯｘの還元電流ピークを生じた。
また、フラビンアデニンジヌクレオチドの還元型であるＦＡＤＨ２は、Ｃｏ（ＩＩ）Ｌ１へより少ないＤＥＴして、酸素によって酸化された、これにより、ＣｏＩＩ／ＣｏＩに対応する約−０．８６Ｖで、ＣｏＬ１の還元電流ピークを生じた。
フラビンアデニンジヌクレオチドの酸化型であるＦＡＤは酸素によって再生され、約−０．５５Ｖで、ＧＯｘの還元電流ピークを生じた。
また、フラビンアデニンジヌクレオチドの還元型であるＦＡＤＨ２は、Ｃｏ（ＩＩ）Ｌ１へより少ないＤＥＴして、酸素によって酸化された、これにより、ＣｏＩＩ／ＣｏＩに対応する約−０．８６Ｖで、ＣｏＬ１の還元電流ピークを生じた。
グルコースが加えられた場合、化学反応式（２）に示す、ＧＯｘとグルコースとの間の酵素触媒反応により、ＧＯｘ（ＦＡＤ）濃度を減少させた。
ＤＥＴにより、ＦＡＤＨ２によって、酸化型であるＣｏ（ＩＩ）Ｌ１が少なくなり、還元電流ピークを減少させた。
ＤＥＴにより、ＦＡＤＨ２によって、酸化型であるＣｏ（ＩＩ）Ｌ１が少なくなり、還元電流ピークを減少させた。
感知反応により、ＣｏＬ１とＧＯｘの添加量を最適化した。最適の添加量は、１０ｍｇ／ｍＬのＧＯｘと、０．５ｍｇ／ｍＬのＣｏＬ１であった。
次に、アンペロメトリー検出（ａｍｐｅｒｏｍｅｔｒｉｃ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ）実験がなされた。
０〜７００ｓの間では、０．１ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
７００ｓ〜１７５０ｓの間では、０．２ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１００秒とした。
０〜７００ｓの間では、０．１ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
７００ｓ〜１７５０ｓの間では、０．２ｍＭのグルコースを一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１００秒とした。
図１７は、アンペロメトリー検出実験結果を示すグラフである。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコースを滴下して、電流値の変化を測定した。滴下ごとに電流値が階段状に上がった。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコースを滴下して、電流値の変化を測定した。滴下ごとに電流値が階段状に上がった。
図１８は、グルコース濃度と電流値の関係を示すグラフである。
４７．１μＡｍＭ−１ｃｍ−２の感度で、グルコース濃度０．１ｍＭから１．４ｍＭの範囲で１次線形の関係が得られた。バックグラウンド・ノイズ（Ｎ）と感度値（Ｓ）に基づいて、検出限界値（Ｌｉｍｉｔ ｏｆ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ：ＬＯＤ、Ｓ／Ｎ＝３）は、８２．８μＭであった。
４７．１μＡｍＭ−１ｃｍ−２の感度で、グルコース濃度０．１ｍＭから１．４ｍＭの範囲で１次線形の関係が得られた。バックグラウンド・ノイズ（Ｎ）と感度値（Ｓ）に基づいて、検出限界値（Ｌｉｍｉｔ ｏｆ ｄｅｔｅｃｔｉｏｎ：ＬＯＤ、Ｓ／Ｎ＝３）は、８２．８μＭであった。
次に、０．４ｍＭのグルコース、０．０４ｍＭのアスコルビン酸（ＡＡ）と、０．０４ｍＭの尿酸（ＵＡ）の存在下、アンペロメトリー検出実験を行い、選択性確認実験を行った。
０．４ｍＭのグルコース、０．０４ｍＭのアスコルビン酸（ＡＡ）、０．０４ｍＭの尿酸（ＵＡ）を、この順番で、一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１５０秒とした。
０．４ｍＭのグルコース、０．０４ｍＭのアスコルビン酸（ＡＡ）、０．０４ｍＭの尿酸（ＵＡ）を、この順番で、一定時間ごとに滴下した。
一定時間は、１５０秒とした。
図１９は、アンペロメトリー選択性確認実験結果を示すグラフである。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコース、ＡＡとＵＡを滴下して、電流値の変化を測定した。
０．５ｍｇｍＬ−１ＣｏＬ１／１０ｍｇｍＬ−１ＧＯｘ／ＧＣＥ電極を用い、０．０１ＭのＰＢＳを電解質溶液とし、印加電圧―０．８Ｖとして、一定時間ごとにグルコース、ＡＡとＵＡを滴下して、電流値の変化を測定した。
グルコースを滴下したときのみ、電流値が階段状に上がった。グルコースを滴下したときの電流値（シグナル）は、約―２０μＡｃｍ−２と大きかったにもかかわらず、ＡＡとＵＡを滴下したときの電流値（シグナル）は、それぞれ無視できる程度のものであった。
また、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）は、８．１％のＲＳＤで、繰り返し使用の再現性が高かった。
ＲＳＤは相対標準偏差（Ｒｅｌａｔｉｖｅ ｓｔａｎｄａｒｄ ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）の略で、（標準偏差（ばらつき）÷平均値）×１００％で表される。
また、ＣｏＬ１／ＧＯｘ／ＧＣＥ電極（実施例１）は、８．１％のＲＳＤで、繰り返し使用の再現性が高かった。
ＲＳＤは相対標準偏差（Ｒｅｌａｔｉｖｅ ｓｔａｎｄａｒｄ ｄｅｖｉａｔｉｏｎ）の略で、（標準偏差（ばらつき）÷平均値）×１００％で表される。
図２０は、グルコース、ＡＡ、ＵＡを滴下したときの電流値絶対値の比較を示す棒グラフである。
０．４ｍＭのグルコースを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１６μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＡＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約３．８μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＵＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１．８μＡｃｍ−２となった。
選択性は高かった。
なお、糖及び各酸の添加量は、血中濃度に合わせて設定した。
０．４ｍＭのグルコースを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１６μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＡＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約３．８μＡｃｍ−２となり、０．０４ｍＭのＵＡを滴下したとき、｜ΔＪ｜が約１．８μＡｃｍ−２となった。
選択性は高かった。
なお、糖及び各酸の添加量は、血中濃度に合わせて設定した。
次に、蛍光スペクトル測定をした。
ＩＴＯ基板（Ｂａｒｅ ＩＴＯ）、ＣｏＬ１を成膜したＩＴＯ基板（ＣｏＬ１／ＩＴＯ）、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ））、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜し、ＤＥＴをした直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ））の４種のサンプルの測定をした。
ＩＴＯ基板（Ｂａｒｅ ＩＴＯ）、ＣｏＬ１を成膜したＩＴＯ基板（ＣｏＬ１／ＩＴＯ）、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ））、ＧＯｘ／ＣｏＬ１を成膜し、ＤＥＴをした直後のＩＴＯ基板（ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ））の４種のサンプルの測定をした。
図２１は、蛍光スペクトルの測定結果である。
２９９０ｎｍ及び４６７ｎｍの波長の光で励起しても、Ｂａｒｅ ＩＴＯ及びＣｏＬ１／ＩＴＯは、３２０〜６２０ｎｍの波長範囲で蛍光スペクトルは得られなかった。
一方、ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ）及びＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ）の２種のサンプルは、ほぼ同様の蛍光スペクトルを示した。
この結果から、ＤＥＴしても、酵素が壊れなかったと推察した。
２９９０ｎｍ及び４６７ｎｍの波長の光で励起しても、Ｂａｒｅ ＩＴＯ及びＣｏＬ１／ＩＴＯは、３２０〜６２０ｎｍの波長範囲で蛍光スペクトルは得られなかった。
一方、ＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ｆｒｅｓｈ）及びＧＯｘ／ＣｏＬ１／ＩＴＯ（ａｆｔｅｒ ＤＥＴ）の２種のサンプルは、ほぼ同様の蛍光スペクトルを示した。
この結果から、ＤＥＴしても、酵素が壊れなかったと推察した。
本発明のグルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサーに関するものであり、血中のグルコース濃度測定を極めて高感度で、再現性高く、かつ、耐久性高く行うことができ、糖尿病検査のためのグルコースセンサー等の医療用デバイス・医療用機器産業等において利用可能性がある。
１０…グルコース感知材料、１１…糖検出酵素（ＧＯｘ）、１２…有機／金属ハイブリッドポリマー（ＣｏＬ１）、１３…多孔質膜、１４…平滑膜、２１…グルコース感知電極、２２…電極部材、２２ａ…電極面、２３…カバー部材、２４…薄膜、２６…グルコース含有溶液、３１…グルコースセンサー、３３…参照電極、３４…対電極、３５…配線、３６…容器。
Claims (7)
- 有機／金属ハイブリッドポリマーに糖検出酵素が混合されており、
前記有機／金属ハイブリッドポリマーは、複数の有機配位子が互いに金属イオンを介して直鎖状に連結された高分子であり、
前記複数の有機配位子のそれぞれがターピリジン基を有し、
前記ターピリジン基が前記金属イオンと配位していることを特徴とするグルコース感知材料。 - 前記有機／金属ハイブリッドポリマーが水溶性のコバルト（ＩＩ）−ビスターピリジン型有機／金属ハイブリッドポリマーであることを特徴とする請求項１に記載のグルコース感知材料。
- 前記糖検出酵素がグルコースオキシダーゼであることを特徴とする請求項１又は２に記載のグルコース感知材料。
- 前記有機／金属ハイブリッドポリマーに対して前記糖検出酵素が１ｗｔ％以上、２０ｗｔ％以下で分散されていることを特徴とする請求項１〜３のいずれか１項に記載のグルコース感知材料。
- 導電体材料からなる電極部材と薄膜とからなるグルコース感知電極であって、
前記電極部材に露出された電極面が設けられており、
前記電極面を覆うように前記薄膜が形成されており、
前記薄膜が請求項１〜４のいずれか１項に記載のグルコース感知材料を含有していることを特徴とするグルコース感知電極。 - 有機／金属ハイブリッドポリマーと糖検出酵素を混合して溶媒に溶かして、混合溶液を調製する工程であって、前記有機／金属ハイブリッドポリマーは、複数の有機配位子が互いに金属イオンを介して直鎖状に連結された高分子であり、前記複数の有機配位子のそれぞれがターピリジン基を有し、前記ターピリジン基が前記金属イオンと配位している、工程と
前記混合溶液を、導電体材料からなる電極部材に露出された電極面を覆うように塗布してから、乾燥して、薄膜を形成する工程と、を有することを特徴とする請求項５に記載のグルコース感知電極の製造方法。 - 請求項５に記載のグルコース感知電極と、参照電極と、対電極と、各電極に接続された電源部を有することを特徴とするグルコースセンサー。
Priority Applications (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014095375A JP6376684B2 (ja) | 2014-05-02 | 2014-05-02 | グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサー |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP2014095375A JP6376684B2 (ja) | 2014-05-02 | 2014-05-02 | グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサー |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JP2015212661A JP2015212661A (ja) | 2015-11-26 |
| JP6376684B2 true JP6376684B2 (ja) | 2018-08-22 |
Family
ID=54696995
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2014095375A Active JP6376684B2 (ja) | 2014-05-02 | 2014-05-02 | グルコース感知材料、グルコース感知電極、グルコース感知電極の製造方法及びグルコースセンサー |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JP6376684B2 (ja) |
Family Cites Families (3)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| US6676816B2 (en) * | 2001-05-11 | 2004-01-13 | Therasense, Inc. | Transition metal complexes with (pyridyl)imidazole ligands and sensors using said complexes |
| US20080248354A1 (en) * | 2004-07-23 | 2008-10-09 | Canon Kabushiki Kaisha | Enzyme Electrode, and Device, Sensor, Fuel Cell and Electrochemical Reactor Employing the Enzyme Electrode |
| JP4948327B2 (ja) * | 2006-08-23 | 2012-06-06 | キヤノン株式会社 | 酵素電極、酵素電極の製造方法、およびこれを用いたセンサ、燃料電池 |
-
2014
- 2014-05-02 JP JP2014095375A patent/JP6376684B2/ja active Active
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JP2015212661A (ja) | 2015-11-26 |
Similar Documents
| Publication | Publication Date | Title |
|---|---|---|
| JP6150262B2 (ja) | 分析物バイオセンサシステム | |
| Roushani et al. | Novel electrochemical sensor based on graphene quantum dots/riboflavin nanocomposite for the detection of persulfate | |
| Srivastava et al. | A chitosan-based polyaniline–Au nanocomposite biosensor for determination of cholesterol | |
| JP5026873B2 (ja) | 酵素電極、酵素電極の製造方法及び酵素センサ | |
| Salimi et al. | A novel non-enzymatic hydrogen peroxide sensor based on single walled carbon nanotubes–manganese complex modified glassy carbon electrode | |
| Ciszewski et al. | Electrochemical detection of nitric oxide using polymer modified electrodes | |
| Salimi et al. | Electrochemical properties and electrocatalytic activity of FAD immobilized onto cobalt oxide nanoparticles: application to nitrite detection | |
| Das et al. | Direct electrochemistry of alcohol oxidase using multiwalled carbon nanotube as electroactive matrix for biosensor application | |
| Amini et al. | A glassy carbon electrode modified with carbon quantum dots and polyalizarin yellow R dyes for enhanced electrocatalytic oxidation and nanomolar detection of L-cysteine | |
| Wu et al. | Amperometric cholesterol biosensor based on zinc oxide films on a silver nanowire–graphene oxide modified electrode | |
| JP2017211383A (ja) | 酵素電極およびそれを用いたバイオセンサ | |
| JP4863398B2 (ja) | カーボンナノチューブを用いたバイオセンサ | |
| Zhang et al. | An enzymatic glucose biosensor based on a glassy carbon electrode modified with manganese dioxide nanowires | |
| Honarmand et al. | Electroanalytical approach for determination of promethazine hydrochloride on gold nanoparticles-incorporated carbon paste electrode as a nanosensor | |
| Nasirizadeh et al. | A novel electrochemical biosensor based on a modified gold electrode for hydrogen peroxide determination in different beverage samples | |
| JP2019203893A (ja) | 新規バイオセンシング法 | |
| Lou et al. | A 3D bio-platform constructed by glucose oxidase adsorbed on Au nanoparticles assembled polyaniline nanowires to sensitively detect glucose by electrochemiluminescence | |
| JP5001240B2 (ja) | バイオセンサ、その製造方法、その使用方法 | |
| Wu et al. | Microelectrode glucose biosensor based on nanoporous platinum/graphene oxide nanostructure for rapid glucose detection of tomato and cucumber fruits | |
| Nassef et al. | Amperometric sensing of ascorbic acid using a disposable screen-printed electrode modified with electrografted o-aminophenol film | |
| Wilson et al. | Enhanced NADH oxidation using polytyramine/carbon nanotube modified electrodes for ethanol biosensing | |
| Lin et al. | Electrocatalytic reaction of hydrogen peroxide and NADH based on poly (neutral red) and FAD hybrid film | |
| Hou et al. | An amperometric enzyme electrode for glucose using immobilized glucose oxidase in a ferrocene attached poly (4-vinylpyridine) multilayer film | |
| Liu et al. | Ferrocene-containing polyelectrolyte multilayer film-covered electrodes: electrocatalytic determination of ascorbic acid and use of inner blocking layers to improve the upper detection limit of the electrodes | |
| Li et al. | Preparation of novel mercury-doped silver nanoparticles film glassy carbon electrode and its application for electrochemical biosensor |
Legal Events
| Date | Code | Title | Description |
|---|---|---|---|
| A621 | Written request for application examination |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A621 Effective date: 20170310 |
|
| A977 | Report on retrieval |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A971007 Effective date: 20180125 |
|
| A131 | Notification of reasons for refusal |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A131 Effective date: 20180213 |
|
| A521 | Request for written amendment filed |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A523 Effective date: 20180226 |
|
| TRDD | Decision of grant or rejection written | ||
| A01 | Written decision to grant a patent or to grant a registration (utility model) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A01 Effective date: 20180717 |
|
| A61 | First payment of annual fees (during grant procedure) |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: A61 Effective date: 20180723 |
|
| R150 | Certificate of patent or registration of utility model |
Ref document number: 6376684 Country of ref document: JP Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R150 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |
|
| R250 | Receipt of annual fees |
Free format text: JAPANESE INTERMEDIATE CODE: R250 |