JPH01147359A - フローインジェクション分析システム及びそれによる分析方法 - Google Patents
フローインジェクション分析システム及びそれによる分析方法Info
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Abstract
(57)【要約】本公報は電子出願前の出願データであるた
め要約のデータは記録されません。
め要約のデータは記録されません。
Description
[pf:業上の利用分野]
本発明は、フ「J−インジエクシHン分析装置及びそれ
による分析方法に関する。特に、ミクロ電極を用い、流
体中の特定の物質を迅速に、高感度かつ連続的に測定す
るフ
による分析方法に関する。特に、ミクロ電極を用い、流
体中の特定の物質を迅速に、高感度かつ連続的に測定す
るフ
【1−インジェクション分析装置と分析方法に関す
る。 [従来の技術J 従来、)目−インジェノ9512分析方法は9分析対象
が流路にそって流れるようにし、その流路に沿−)て電
気化学的センサと酵素センサを設置−J。 相!7.作用を避けながら、測定分析するものである(
特開昭59年133455号)、また、流路にそって測
定妨害物質検知用の作用電極を設けて。 パイ′AI′!ンザで測定分析するものが提案されてい
る(特開昭61年3047号)、然し乍ら、これらに使
用されるバイオ’i[i極は、従来使用されて3!た下
記に説明するような電極であり、従来のバイオ1に極の
下記に説明1−る基本的な欠点を有するものであり、基
本的な問題を解決した電極は見当らないものであった。 即ち、白金や次素表面に酵素や抗体、、微生物等を密着
固定化したバイオセンサが種々の化学物質、生体物質を
迅速几っ連続的に測定できることは既に知られているが
、このようなバイオセンサにおいては、生体機能物質は
一つの方法では生体機能物質を含有した膜を別途調整し
ておき、これを電極1:に貼り付けるものであり、他の
りj法では表面を化学処理した電極に酵素等を塗布し、
酵素等と表面との間に共有結合を形成ヒしめるなどの方
法によって固定化されできた。然し乍ら、バイ1−トン
リーの性能は、1す現性、耐久性、高感度、応答速度等
によって評価されるが、前者の方法では応答速度の点で
備があり、後者のりj法では固定化密度を大きくするこ
とが国電であった。;[だ、い4°れの方法においても
、固定化には数段階の繁雑な−E程を6便とし、;「た
、一つのセンサ」−に数種類の生体機能物質電極を取り
付けた多機能センナとするには困難があった。 また、従来の固定化酵素′IE極は、クラーク型酸素電
極、或いは平板状の白金表面に酵素固定化膜を装着した
構造を有している。そして、その作製法としては、別途
調製した固定化酵素膜を電極に貼り合わける方法9表面
を化学処理した平滑な白金電極に酵素を塗布し固定化す
る方法などがある。然し乍ら、このような方法では微小
化が国光である。一方、この微小化技術として最近注目
′C!れているイ)のが半導体集積化技術がある。この
半導体技術を用いるツノ法では、数mのサイズの酵素電
極も作製できるが、電位検出法であるために。 感度及び応答などの而で満足のゆく結果が得られていな
い−1−に、現在前られるナイズ以下のミクrt化もか
なり困難視されている。 [発1す1が解決しようとする問題点コー1.詔のよう
な状況において1本発明者らは、従来の)【1−インジ
エクシ:1ン分析と異なり、従来のセンサのイ1する難
点を克服す゛ることを[目的に。 新規なミクロ電極をフローセル中の作用電極として用い
、迅速かつ高感度で測定することのできるフローインジ
ェクション分析装置及び分析方法を提供することを目的
とする。 本発明においては、微小電極表面に微粒子を形成するこ
とにより電極表面を見掛けの電極表面の数千倍にした結
果、高い分解能を有し応答速度は非常に速いにもかかわ
らず、S/N比のすぐれた出力を示し、その結果検出感
度を容易に一ヒげることのできるバイオセンサ電極をフ
ローヒル中の作用電極として用いることにより、広い濃
度範囲にわたり、旨い分解能を有する)「I−インジェ
ノ9312分析フj式を提供することを目的とする0本
発明は、電極表面が微粒子状であるために充分のI+1
.の生体機能物ffTを1b極の深部まで浸漬固定化で
き、導電性微粒子物質の空隙に生体機能物質を直接固定
化したミグ1.I電極を利用しているために。 高い分析精度と、4°ぐれた便用安定性とlτンリ゛保
存安定性を有するフ11−インジエクシrン分析シスデ
トを提供することを11的とする。更に1本発明は、極
めて高速の生体成分のフ【1−計fllが可能になるフ
[]−インジェクションによるバイオ分析シスブ11を
提供することを目的とする。また1本発明は、白金黒化
の技術を用いているので、ミクI+電極は1円板状2球
状、チューブ状などの多様な形状にできるので、測定対
象に合ったフロー計測シスデムにすることのできるもの
を提供することを目的とする。ミクロ電極は極めて小き
いために、ル(料’Ltも少なくてすみ1分析装置全体
も小型にでき、そのために連続4!り定では1分間に数
百検体以−1−の処理もできる分析装置を提供−するこ
とを目的とする。更に1本発明は電極のアレイ化、多機
能化が容易で多成分系の)rl−分析などにも適用でき
るバイオ分析装置を提供4−るニーとを目的とする0本
発明のバイオ分析装置は、ボデンシ〕メトリ方式の測定
にも使用で3!るものである。 [発明の構成] [問題点を解決するための手段] 本発明者は、−1=記の問題を解決するために、生体機
能物質′Iを、導電性物々′Iの微粒子−と一体化さ汁
ることにより製作きれた微粒子導電性物質表面層を有す
る生体機能物質固定化微小電極を、フローインジェクシ
ョン分析の作用isとして用い、 rs1ri定対象流
体のfiすれる流路のフローセルに沿い、参照電極と対
極とともに設けたことを特徴とするフローインジェクシ
ョン分析装置を提供するものである。また1本発明は2
生体機能物質を、導1に性物質の微粒子と一体化させる
ことにより製作きれた微粒子導電性物質表面層を有する
生体機能物質固定化微小電極を、フlff−インジェク
シクン分析のフ11−ヒル中に作用電極として用い、所
定電位をかけておき1発生する電流のピーク値を測定り
ることにより対象物質のeJIJ:を決定することを特
徴と4−るフ1ノーインジエクシ1ン分析方法を提供4
−る。 この生体機能物質を、導1E性物14jの微粒子と一体
化さヒる処理フj法は、一つは微小導7E性物質の表面
に導電性物質の微粒子を析出させながら、生体機能物5
=(を吸)tさけるという一工程で成され。 或いは他の処理ブJ法は導電性微粒子物質を、該生体機
能物ゲIの溶液に浸漬し、該生体機能物質を微粒子内部
に取り込んだ後、或いは表面に付若せしめた後、直接該
生体機爺物質同志を架橋するか或いは微粒子表面に高分
子薄膜を形成することにより被覆することで該生体機能
物質の溶出を防止するという2]二程処理で成される。 この該生体機能物質と導電性物質との一体化により作製
きれたバイオ1「極は、11ソ常に微細なサイズででき
、■、つ。 そのJafEは大きなバイオ電極と同じft力を有する
ことのできるもので、その構造は微粒子導電性物質表面
層を有し、生体機能物Jil[の固定化された微小電極
である。このバイ1電極を1本発明ではミグ11電極と
称する。即ち2本発明はこのような生体4jA能物質固
定化ミク[1電極を)「r−インジJ、クシ1ン分析の
作用電極として利用し、フ11−ヒル中に設け、それに
一定電位をかけておき、対象徴1.1反応物質が流れて
きたときに、応答性よく発生ずるilE fit i〆
1を測定し、それから、対象徴11℃物質の濃度を高速
度、■、つ高精度で決定することができることを見出し
たものである。 本発明者らは、以前白金黒化技術と酵素の電気化学的吸
若技術を利用することにより、多孔質導電性物質と生体
機能物質を一体化するこに成功し、これにより作製した
バイオitt極について、特許出願した(昭和62年特
許願第55387号及び第56472号)、このミクロ
電極は、高速応答性を有し、高感度のものである。 本発明者らは、更に研究を進めて、このすぐれた特性の
ミクロ10極を利用して、極微量の試料中の微1」(成
分を)11−インジェクション法で分析できるバイオ分
析システ11と分析方法を見出したものである。 本発明に利用するとのミク「1電極は、電極自身と酵素
分子が一体化した構造のものである。即ら、白金黒粒子
層は酵素の固定化坦体であるだけでなく、トランスジュ
ーサ°とじても役割するものである。即ら、このミクI
J電極においては、トランスジューサの表面積を数百倍
以−1;にできるために、このミクIノ電極は、電極サ
イズはミクI7の範りに入り1分hγft:にずぐれて
いるが、同時に、微粒子電極の巨大な表面積を利用する
ことにより。 S/N比の高いマクロ電極としての特性も有することの
できたものである。 このミグ11電極においては、電極と酵素が一体化され
た構造のために、所定電位をかけて生成する過酸化水素
を効率よく酸化することができる。 そのために、このミクロ電極をバッチ式でデストをする
と、ミク[1電極によるセンサは、定常’+M、fit
値に達するまでに3秒以内と速い応答性を有し。 グル:1−スミ度1μM程度から10mM程度の広い範
囲にわたり優れた直線性を有することが明らかにされた
。 従って1本発明者らはこのすぐれた特性のミグ1’j電
極を利用して、フローインジェクシ!3ン法で、微li
t対象物質を分析する)11−インジェクシFlン分析
装置と分析方法を見出したものである。即ら、このミク
「l電極を作用電極としで、フローセル中に設置1デし
、機端対象物質を適当な液の含有さけて、或いは、液中
に存在する微1.(特定物質を、極めて進運に測定でき
るバイ才トンシングシステムが得られたものである。 本発明に利用する生体機能を有するミグ11電極は、白
金などからなる微小な平板電極(例えば。 径:1μm〜500μm)の表面に酵素などの生体機能
物質を含浸させた導電性物質微粒子層を有する構造の電
極である。特に、白金の1に気化学析出による白金黒表
面層を有する11m極は、水素還元の触媒油性が高いこ
とで知られているが1本発明のように白金黒を生体機能
物質の担体とすることは、従来行なわれておらず(白金
板を腐食により多孔i=fにしてそれに酵素などを架橋
剤でつなぐ固定化法があるが)、更に本発明による白金
黒微粒子゛のナイズを:1ント1−1−ルして、生体機
能物質を包括し、固定化する方法は従来なかったもので
ある。即し1本発明による生体機能物質の直接固定化方
法は、従来化学ふ(薬(架橋剤)を使用しなければなら
なかった担体結合法ではなく、化学処理なしでも生体機
(F物質の直接固定化が行なえるものである。 本発明に利用するミグ11電極の1つの作製方法は1例
えば、白金黒などの多孔質導電性物質と生体R能物質を
一体化させ、或いは、金属塩を電解還元(電析)させて
、導電性微粒子(多孔質)物質とともに生体機能物質を
電管するものである。 具体的には、一つの方法は1例えば、微小白金電極上に
白金微粒子を形成許せつつ、生体機能物質を該微粒子内
の細孔に取り込んでいくことにより作製できる。細孔の
大きさ及び固定化される生体機能物質の量は、電流密度
、電析時間などを調整4ることよって一1ント「!−ル
できる。このようにして得られた固定化生体機能物質1
に極の機能は。 長期にわたり保持できるものである。 ;した、他のミグ1.1電極の作製方法は、2段階処理
によって、ミグ11電極を作製するものであり。 例えば、細い白金線(−船釣には、導電性物′l/I)
の上に白金黒などの導電性微粒子層を作製し、その中に
生体機能物質を固定化するものである。具体的には、導
電性物質微粒子層を形成された電極を、生体機能物質の
水溶液中に浸がlし、或いは。 それを塗布することにより含浸せしめ1次に生体機能物
質のわずかな溶出を防止し、かつ抗血栓性を付4するた
めに、アルブミンやヘパリンなどの高分子物質をその上
に含浸せしめ、これを架橋剤により不溶性化し、不溶性
高分子薄膜を形成したものである。このようにして作製
したミクロ電極は、酵素を高分子中に包括固定化されて
おり、所謂、包括法を金属電極系に適用したものと考え
ることができるが、形成高分子膜は、J!17′c!数
百人程度以下の薄膜に仕上げることができ、高分子膜の
存在が、生体機能物質の生体機能の発現の阻害要因にな
ることはないものである。 従って、上記のように作製されるミクロ電極のナイズは
、白金線の直径に依存し細い白金線を用いると、従来4
λ、られない程度の極小サイズのバrオ電極が得られる
。ミクl’lンオーダーのリイズのバイオ電極の作製も
容易であり9、−の場合、医療などの応用1例えば身体
内に埋め込んで使用する場合、都合が良く、また、極小
サイズの電極では、ナンブル室の非常に小さい分析装置
を作製でき、微量サンプルの分析が可能になり、また、
迅速測定、高い応答性の分析装置が得られる。更に、比
較的に大きなサイズの1[極を作製すると。 大きな検出出力が(−一られる分析装置を作製できる。 このミクtl電極において、白金黒7b極は1円板状1
球状、グ・ユープ状などの多様な形状に形成でき、測定
対象、測定状況及び条件に応じて、適宜に最も適する形
状にすることができるものである。 ミグ11電極において、電極として利用する物質は、白
金以外に、金、他の貴金属、或いは炭素即ら、グラッシ
イ次素、グラファイト等を基板として、その上に白金黒
、金微粒子、貴金属微粒子。 導電性金属酸化物微粒子の微粒子層を生体機能物ffと
ともに形成したものある。 即ち1以上のミクI’l電極の作製において、最初の導
電性物質と、その」―に析出すべき微粒子の(即し多孔
τ!の)導電性物質、即ら、微粒子金属とは同じ材料で
ある必要はなく1例えば、グラファイトの上に白金黒の
析出を行なわせた構造のものでもよい、また、白金の代
わりに、金、ロジウムなどの1導電性物質、を多孔質導
電性物質として使用出来、「導電性物質、の微粒子層を
導電性物質表面に形成することができるものは、他に障
害のない限り、好適に本発明において使用できる。 更に1本発明により利用するミクロ’I([は、蛋白↑
l、多糖類などの高分子物質を塗布し架橋剤で朱僑した
薄膜を形成し、生体適合性の付与、性能の羅持、生体8
*能物質の溶出を最少にすることもできる。 ニーこにJ−3いては、′生体機能物質」とは、酵素、
抗体に代表されるもので、各種の触媒、微生物菌体、増
殖微生物2才ルガネラ、抗原、抗体。 ハシテンなどを含むものである。 また1本発明に利用するバイオ電極を被覆するために付
加的に使用できる高分子物質には、アルブミンなどの蛋
白質、イ1ン交換樹脂、或いはヘパリンなどの多糖類な
どが挙げられる。架橋剤としては、使用する高分子物?
!tに対して適する架橋剤があり1例えば、アルブミン
に対しては、ゲルタールアルデヒド、また、カルボジイ
ミド、マレイミド架橋剤などが用いられる。 以上のおいて、ミクロ電極における多孔質(微粒子)導
電性物質の析出法は、電解析出で説明したが、無電解法
で行なうこともできることは明らかである。 本発明による分析法は、高速応答で、高感度。 11、つ、小型のパイオセンシングシステ11が実用化
されたものであり、バイオセンサのミクI7化、多機f
e化などの多項目計測が要求される臨床化学分析、携帯
型の健康πi視システノ、の開発に、極めて+7i要な
技術となろう。 第11yJは、ソ11−インジエクシ「ずンによる本発
明の分析装置i、7を断面図で示すものである。測定対
象の微!、′C物T(を含有する測定液1を1人1−1
2から注入し、ミクIJ電極3を俯1える流路5を通り
、参1に1電極6と対極7を備える流路を通り、流体b
(料1の微1+を成分を分析するものである0本発明に
よるミクロ電極は2mい白金線上に生体機能物↑!と白
金黒を一体化形成した構造のものであるから・非常に微
小なサイズのデバイスにでき・例えば・ミクロンオーグ
ーのサイズにできるために1図示のフローセルも非常に
微細なものにできる。 即ち1本発明のバイオセンシングシステノ、は。 生体機能物↑!主電極例えば酵素電極として利用すると
き、試料量も少なくてすみ9分析装置δ自体を小型化で
きる。更に、連続41り定では、1分間に数百検体以上
の処理ができるものである。 また1本発明におけるバイオ分析システ11では、ボデ
ンシオメトリ方式の測定もできる。 本発明による〕IJ−インジエン952分析法は、バイ
オセンサのミクIJ化、多m能化などの多項11訂測が
要求される臨床化学分析、携帯型の健j山監視シスデl
いの開発に役立つ極めて重要な技術の一つである。即し
、晶速応答性、高感度を有1−るバイ2検出装置が、困
芹視されてか1本発明により、そ7tが可能になるもの
である。 #ら1本発明で得られたフIt−インジエク
シ41ン分析シス・ノ゛・ム及び分析方法は高感度で、
しかも迅速な応答を示すことが明らかである。 次に1本発Cす1について実施例により更に詳細に説明
するが5本発明はそれによって限定きれるものではない
。 [実施例1] ?!/造方法 本発明に用いる酵素固定化′rlt極(ミクlJ電極)
の作製方法を示す、先4″、直径10μm〜3000μ
mの6種の微小白金線の而を、アルミナパウダーで研磨
し、微小白金1「極々した0次に、0゜5M硫酸水溶液
中でfil/塩化銀電極を参照電極として、該白金電極
に1E位+1.3vから−0,25vの範囲で100
mV/秒の走査速度で電位走査を30分間行なった。こ
の電極を300ppmの酢酸鉛含有の3%塩化白金酸溶
液中に浸し、′屯m Ili −50μAで10分間白
金黒の電気析出を行なった。析出した白金黒層のノゾさ
は、約数μmでJ)った。 次に、得られた白金黒析出電極を25°Cで60秒間風
乾した後に、0.5M硫酸水溶液中で銀/塩化tg電極
を参1);1電極として該白金黒析出電極を−0,3V
に30分間保持し、白金黒析出電極から水素を発生さけ
た。 この白金黒゛1「極を20’Cで60秒間風乾された後
に、 5500 ?h−位のグルコースオキシダーゼを
含有するiA NJ、tli nj液(pH6,8)1
mj!に2゜分間浸漬した。再度風乾した後、得られた
酵素固定化微小電極(ミグ+1’+tt極)を0.1v
燐M緩衝液中で一昼夜攪拌し洗浄し、ミクU TL極を
得た。 このミクI+電極を作用電極として用い、第1図の、二
と3)構造のミクITデバイスを作製した。即し、ソI
’l−インジエクシ、1ンネ!り定系において、測定対
象液1は人1−12より流れ込み、ミク[J+、If電
極を備λる通路5を通る。参IKi電極6として銀/塩
化銀電極を用い、対極7としてスデンレスブLl ツク
電極を用いて構成した。 [実施例2] グルコ−ス測定のj!q定 第1図に示すようなフ1コーインジェクシHン測定シス
テ11に対して、エルマ社製のシングルボンゾ(ER−
8711タイプ)を用いて、測定対象流体を流−゛、利
利用クロ電極は、最小直径】0μmから最大直径3mの
範囲で6種類の電極を用いり、対極としてステンレスブ
ロック電極を用い。 参IKt電極としては銀/塩化fil ill極を用い
た。ミク+7電極に0.6vの1V位を印加し、生成す
る過酸化水素を酸化する。移動相溶液としては、0.1
M燐酸級+51液(pH6,8)を用い、各種の濃度の
グル:I−ス含有試料(5μP)を注入した。流速は0
.4m11分から1 、8mff1/分の範囲とした。 直径1100t1の白金線」二に形成した白金黒グル:
l−スオキシダーゼ電管ミクI’J電極を用いて。 グルー1−ス(1’OmM)を注入ずたとさの応答を第
2図に示す0図示のように、ふ(料注入後3秒で1rL
流がピーク値を示す、10秒以内で元の電流値に戻った
。 次に、対象物質を間隔をおいて、連続的に注入したとき
のこのミクロ電極の応答を観察すると。 第2図に示すような応答が見られた。即ち、1分間に9
個の試料の割合で連続的に注入したところ1個々の試料
注入に対するピーク′?II流は、他のル(料に対する
応答ピークから完全に分離されていることが分かった。 即ち、1試料の測定が約7秒間で完了することが分かっ
た。このように−試料の測定の完了に要する時間を応答
時間として、各種°す°イズのミクロ電極に対する応答
時間を測定した。この結果を第1表に示す。 その結果、グルコース測定に要する時間は、ミツ11電
極の大きさに密接に関係することが示された。即し、白
金線直径10μmから3’mの範囲のものの上にグルコ
ース1キシダーゼ含有白金黒を形成した各種のサイズの
ミクII電極を用いて応答速度を調べたところ、下記の
第1表に示すような結果が得られた。 第1表 ミクロi[極の特性 10 0.61 5 2050 0.5
9 6 20100 0.73 7
20200 0.40 8 205
00 0.61 9 203000 1
.1 30 10第1表からミク「I電極の
直径が小さい程、測定所要時間が短いことが明らかであ
る0例えば、直径500μmのミクロ電極では、グルコ
ースの4!I!定に要する時間が10秒であったのに対
して、直径10μmのミク「71「極では5秒に短縮き
れることが分かった0以上の結果は、ミク「1電極の直
径を小さくすることにより、高速の測定が可能であるこ
とを示している。 次に、移動相溶液の流速を変えてグル:1−ス渡度のi
’l!I!定に要する時間及びピーク電流を観察した。 その&−果、グル:1−ス濃度測定に費4−る時間は、
その流速が速い程短くなること、及びピーク′−[流の
大ききは、流速が速い程小さくなることが明らかにきれ
た。これは、酵素反応が充分に速いときに、グルツース
液の拡散が律速であり、流速が速い程ピーク電流が大き
くなると考えられるが、ピーク電流はがC速の増大とと
もに小さくなることが&1d trt すれた、このこ
とから、グルフースオキシグーゼの反応が律速であるこ
とが考えられる。 tu71!qされたグルコ−ス濃
度とピーク電Ntとの関係を第3図に示す、第3図から
、50μM−10mMの範[711のグル:1−ス濃度
に対して、ピーク電流とグル;1−ス濃度は比例関係が
あることが明らかにされた。 このことにより1本発明によるノローインジエクシ!1
ン分析ンスデノ、は、50μMから10mM或いは50
mMまでという広い範囲にわたり、グルー1−ス測定1
う(料を希釈することなしで測定できることが明らかに
された。 〔実施例3〕 人込」B隻zx i二忙匹火渾」」屡妃入μj〕口1に
盟上記のように製作きれたミクrj電極を繰り返し使用
して、その結果を観察した。1時間に約600個の試料
を連続的に注入したところ、測定初期のピーク電流と1
時間後即ち、 600rilill試料注入した後のピ
ーク?[WEとがほとんど同一・の値を示した1本発明
によるフローインジェクション分析システムでは、グル
:1−スに対する応答出力が安定していることが明らか
である。 次に1本発明の)rJ−インジェクション分析シスj−
t、を用いてグルコース濃度を測定した時の変動係数を
求めてみた。その結果を上記の第1表にノJζした。ミ
クIJTr!、極の径が3nnの場合を除いて。 変動係数は1%以内であり、極めて精度の良好な測定が
できることが分かった。 、トた1本発明によるフローインジエン912分析装置
の安定性を1ケ月にわたり調べた結果、1ケ月後もピー
ク電流値の低下がほとんど認められなかった。 [発明の効果] 本発明によるフ【1−インジェクション分析装置及び分
析方法により次のような顕著な技術的効果が得られた。 第1に、測定対象微量物質を高速に応答性よく。 感度よく分析できるフロー計測が可能になった。 第2に、酵素など生体機能物質を安定して包括固定化し
たミクロ電極を用いることにより1分析請度が極めて高
く使用安定性のよいフローインジエクシ4Iン分析シス
デl、が提供できる。 第3に、更に生体機能物rlの固定化が高いミクロ電極
を用いるために、酵素の保存安定性の極めて−4ぐれた
ソ11−インジーTクシHン分析シスデl、を提供でき
た。 第4に、グルニー1−ス濃度50μMから50mMとい
う広い範囲で4ぐれた直線性を承り一分析方法を提供1
−る。 第5に、使用のミグ11電極は白金黒化技術で製作”T
(It ”CJ> ル0’) テ、 l’l板状板状
状球状ューブ状ナトの多様な形状にでき、そのために、
パイ′A1テンリ゛としてもその他のバイオ機能手段に
も利用できる。 第6に、使用安定性の極めてすぐれたフローインジェク
タ92分析システムが提供された。 第7に、酵素センサの保存性、安定性のきわめてずぐれ
たフ1−1−インジェクション分析装置が提供された。 第8に、ミク[J電極は極めて小きいために、サンプル
1aも少なくてすみ1分析装置全体を小型化で3−1更
にそのために、連続測定では数百検体以上の処理も賽易
にできる。 第9に、電極のアレイ化、多機能化が容易で多成分系の
)11−分析などに)3いて威力を発揮するシス’7’
lxを提供できる。 第10に、本発明の分析装置は、ボデンシオメトリづ5
式の測定にも使用できる。
る。 [従来の技術J 従来、)目−インジェノ9512分析方法は9分析対象
が流路にそって流れるようにし、その流路に沿−)て電
気化学的センサと酵素センサを設置−J。 相!7.作用を避けながら、測定分析するものである(
特開昭59年133455号)、また、流路にそって測
定妨害物質検知用の作用電極を設けて。 パイ′AI′!ンザで測定分析するものが提案されてい
る(特開昭61年3047号)、然し乍ら、これらに使
用されるバイオ’i[i極は、従来使用されて3!た下
記に説明するような電極であり、従来のバイオ1に極の
下記に説明1−る基本的な欠点を有するものであり、基
本的な問題を解決した電極は見当らないものであった。 即ち、白金や次素表面に酵素や抗体、、微生物等を密着
固定化したバイオセンサが種々の化学物質、生体物質を
迅速几っ連続的に測定できることは既に知られているが
、このようなバイオセンサにおいては、生体機能物質は
一つの方法では生体機能物質を含有した膜を別途調整し
ておき、これを電極1:に貼り付けるものであり、他の
りj法では表面を化学処理した電極に酵素等を塗布し、
酵素等と表面との間に共有結合を形成ヒしめるなどの方
法によって固定化されできた。然し乍ら、バイ1−トン
リーの性能は、1す現性、耐久性、高感度、応答速度等
によって評価されるが、前者の方法では応答速度の点で
備があり、後者のりj法では固定化密度を大きくするこ
とが国電であった。;[だ、い4°れの方法においても
、固定化には数段階の繁雑な−E程を6便とし、;「た
、一つのセンサ」−に数種類の生体機能物質電極を取り
付けた多機能センナとするには困難があった。 また、従来の固定化酵素′IE極は、クラーク型酸素電
極、或いは平板状の白金表面に酵素固定化膜を装着した
構造を有している。そして、その作製法としては、別途
調製した固定化酵素膜を電極に貼り合わける方法9表面
を化学処理した平滑な白金電極に酵素を塗布し固定化す
る方法などがある。然し乍ら、このような方法では微小
化が国光である。一方、この微小化技術として最近注目
′C!れているイ)のが半導体集積化技術がある。この
半導体技術を用いるツノ法では、数mのサイズの酵素電
極も作製できるが、電位検出法であるために。 感度及び応答などの而で満足のゆく結果が得られていな
い−1−に、現在前られるナイズ以下のミクrt化もか
なり困難視されている。 [発1す1が解決しようとする問題点コー1.詔のよう
な状況において1本発明者らは、従来の)【1−インジ
エクシ:1ン分析と異なり、従来のセンサのイ1する難
点を克服す゛ることを[目的に。 新規なミクロ電極をフローセル中の作用電極として用い
、迅速かつ高感度で測定することのできるフローインジ
ェクション分析装置及び分析方法を提供することを目的
とする。 本発明においては、微小電極表面に微粒子を形成するこ
とにより電極表面を見掛けの電極表面の数千倍にした結
果、高い分解能を有し応答速度は非常に速いにもかかわ
らず、S/N比のすぐれた出力を示し、その結果検出感
度を容易に一ヒげることのできるバイオセンサ電極をフ
ローヒル中の作用電極として用いることにより、広い濃
度範囲にわたり、旨い分解能を有する)「I−インジェ
ノ9312分析フj式を提供することを目的とする0本
発明は、電極表面が微粒子状であるために充分のI+1
.の生体機能物ffTを1b極の深部まで浸漬固定化で
き、導電性微粒子物質の空隙に生体機能物質を直接固定
化したミグ1.I電極を利用しているために。 高い分析精度と、4°ぐれた便用安定性とlτンリ゛保
存安定性を有するフ11−インジエクシrン分析シスデ
トを提供することを11的とする。更に1本発明は、極
めて高速の生体成分のフ【1−計fllが可能になるフ
[]−インジェクションによるバイオ分析シスブ11を
提供することを目的とする。また1本発明は、白金黒化
の技術を用いているので、ミクI+電極は1円板状2球
状、チューブ状などの多様な形状にできるので、測定対
象に合ったフロー計測シスデムにすることのできるもの
を提供することを目的とする。ミクロ電極は極めて小き
いために、ル(料’Ltも少なくてすみ1分析装置全体
も小型にでき、そのために連続4!り定では1分間に数
百検体以−1−の処理もできる分析装置を提供−するこ
とを目的とする。更に1本発明は電極のアレイ化、多機
能化が容易で多成分系の)rl−分析などにも適用でき
るバイオ分析装置を提供4−るニーとを目的とする0本
発明のバイオ分析装置は、ボデンシ〕メトリ方式の測定
にも使用で3!るものである。 [発明の構成] [問題点を解決するための手段] 本発明者は、−1=記の問題を解決するために、生体機
能物質′Iを、導電性物々′Iの微粒子−と一体化さ汁
ることにより製作きれた微粒子導電性物質表面層を有す
る生体機能物質固定化微小電極を、フローインジェクシ
ョン分析の作用isとして用い、 rs1ri定対象流
体のfiすれる流路のフローセルに沿い、参照電極と対
極とともに設けたことを特徴とするフローインジェクシ
ョン分析装置を提供するものである。また1本発明は2
生体機能物質を、導1に性物質の微粒子と一体化させる
ことにより製作きれた微粒子導電性物質表面層を有する
生体機能物質固定化微小電極を、フlff−インジェク
シクン分析のフ11−ヒル中に作用電極として用い、所
定電位をかけておき1発生する電流のピーク値を測定り
ることにより対象物質のeJIJ:を決定することを特
徴と4−るフ1ノーインジエクシ1ン分析方法を提供4
−る。 この生体機能物質を、導1E性物14jの微粒子と一体
化さヒる処理フj法は、一つは微小導7E性物質の表面
に導電性物質の微粒子を析出させながら、生体機能物5
=(を吸)tさけるという一工程で成され。 或いは他の処理ブJ法は導電性微粒子物質を、該生体機
能物ゲIの溶液に浸漬し、該生体機能物質を微粒子内部
に取り込んだ後、或いは表面に付若せしめた後、直接該
生体機爺物質同志を架橋するか或いは微粒子表面に高分
子薄膜を形成することにより被覆することで該生体機能
物質の溶出を防止するという2]二程処理で成される。 この該生体機能物質と導電性物質との一体化により作製
きれたバイオ1「極は、11ソ常に微細なサイズででき
、■、つ。 そのJafEは大きなバイオ電極と同じft力を有する
ことのできるもので、その構造は微粒子導電性物質表面
層を有し、生体機能物Jil[の固定化された微小電極
である。このバイ1電極を1本発明ではミグ11電極と
称する。即ち2本発明はこのような生体4jA能物質固
定化ミク[1電極を)「r−インジJ、クシ1ン分析の
作用電極として利用し、フ11−ヒル中に設け、それに
一定電位をかけておき、対象徴1.1反応物質が流れて
きたときに、応答性よく発生ずるilE fit i〆
1を測定し、それから、対象徴11℃物質の濃度を高速
度、■、つ高精度で決定することができることを見出し
たものである。 本発明者らは、以前白金黒化技術と酵素の電気化学的吸
若技術を利用することにより、多孔質導電性物質と生体
機能物質を一体化するこに成功し、これにより作製した
バイオitt極について、特許出願した(昭和62年特
許願第55387号及び第56472号)、このミクロ
電極は、高速応答性を有し、高感度のものである。 本発明者らは、更に研究を進めて、このすぐれた特性の
ミクロ10極を利用して、極微量の試料中の微1」(成
分を)11−インジェクション法で分析できるバイオ分
析システ11と分析方法を見出したものである。 本発明に利用するとのミク「1電極は、電極自身と酵素
分子が一体化した構造のものである。即ら、白金黒粒子
層は酵素の固定化坦体であるだけでなく、トランスジュ
ーサ°とじても役割するものである。即ら、このミクI
J電極においては、トランスジューサの表面積を数百倍
以−1;にできるために、このミクIノ電極は、電極サ
イズはミクI7の範りに入り1分hγft:にずぐれて
いるが、同時に、微粒子電極の巨大な表面積を利用する
ことにより。 S/N比の高いマクロ電極としての特性も有することの
できたものである。 このミグ11電極においては、電極と酵素が一体化され
た構造のために、所定電位をかけて生成する過酸化水素
を効率よく酸化することができる。 そのために、このミクロ電極をバッチ式でデストをする
と、ミク[1電極によるセンサは、定常’+M、fit
値に達するまでに3秒以内と速い応答性を有し。 グル:1−スミ度1μM程度から10mM程度の広い範
囲にわたり優れた直線性を有することが明らかにされた
。 従って1本発明者らはこのすぐれた特性のミグ1’j電
極を利用して、フローインジェクシ!3ン法で、微li
t対象物質を分析する)11−インジェクシFlン分析
装置と分析方法を見出したものである。即ら、このミク
「l電極を作用電極としで、フローセル中に設置1デし
、機端対象物質を適当な液の含有さけて、或いは、液中
に存在する微1.(特定物質を、極めて進運に測定でき
るバイ才トンシングシステムが得られたものである。 本発明に利用する生体機能を有するミグ11電極は、白
金などからなる微小な平板電極(例えば。 径:1μm〜500μm)の表面に酵素などの生体機能
物質を含浸させた導電性物質微粒子層を有する構造の電
極である。特に、白金の1に気化学析出による白金黒表
面層を有する11m極は、水素還元の触媒油性が高いこ
とで知られているが1本発明のように白金黒を生体機能
物質の担体とすることは、従来行なわれておらず(白金
板を腐食により多孔i=fにしてそれに酵素などを架橋
剤でつなぐ固定化法があるが)、更に本発明による白金
黒微粒子゛のナイズを:1ント1−1−ルして、生体機
能物質を包括し、固定化する方法は従来なかったもので
ある。即し1本発明による生体機能物質の直接固定化方
法は、従来化学ふ(薬(架橋剤)を使用しなければなら
なかった担体結合法ではなく、化学処理なしでも生体機
(F物質の直接固定化が行なえるものである。 本発明に利用するミグ11電極の1つの作製方法は1例
えば、白金黒などの多孔質導電性物質と生体R能物質を
一体化させ、或いは、金属塩を電解還元(電析)させて
、導電性微粒子(多孔質)物質とともに生体機能物質を
電管するものである。 具体的には、一つの方法は1例えば、微小白金電極上に
白金微粒子を形成許せつつ、生体機能物質を該微粒子内
の細孔に取り込んでいくことにより作製できる。細孔の
大きさ及び固定化される生体機能物質の量は、電流密度
、電析時間などを調整4ることよって一1ント「!−ル
できる。このようにして得られた固定化生体機能物質1
に極の機能は。 長期にわたり保持できるものである。 ;した、他のミグ1.1電極の作製方法は、2段階処理
によって、ミグ11電極を作製するものであり。 例えば、細い白金線(−船釣には、導電性物′l/I)
の上に白金黒などの導電性微粒子層を作製し、その中に
生体機能物質を固定化するものである。具体的には、導
電性物質微粒子層を形成された電極を、生体機能物質の
水溶液中に浸がlし、或いは。 それを塗布することにより含浸せしめ1次に生体機能物
質のわずかな溶出を防止し、かつ抗血栓性を付4するた
めに、アルブミンやヘパリンなどの高分子物質をその上
に含浸せしめ、これを架橋剤により不溶性化し、不溶性
高分子薄膜を形成したものである。このようにして作製
したミクロ電極は、酵素を高分子中に包括固定化されて
おり、所謂、包括法を金属電極系に適用したものと考え
ることができるが、形成高分子膜は、J!17′c!数
百人程度以下の薄膜に仕上げることができ、高分子膜の
存在が、生体機能物質の生体機能の発現の阻害要因にな
ることはないものである。 従って、上記のように作製されるミクロ電極のナイズは
、白金線の直径に依存し細い白金線を用いると、従来4
λ、られない程度の極小サイズのバrオ電極が得られる
。ミクl’lンオーダーのリイズのバイオ電極の作製も
容易であり9、−の場合、医療などの応用1例えば身体
内に埋め込んで使用する場合、都合が良く、また、極小
サイズの電極では、ナンブル室の非常に小さい分析装置
を作製でき、微量サンプルの分析が可能になり、また、
迅速測定、高い応答性の分析装置が得られる。更に、比
較的に大きなサイズの1[極を作製すると。 大きな検出出力が(−一られる分析装置を作製できる。 このミクtl電極において、白金黒7b極は1円板状1
球状、グ・ユープ状などの多様な形状に形成でき、測定
対象、測定状況及び条件に応じて、適宜に最も適する形
状にすることができるものである。 ミグ11電極において、電極として利用する物質は、白
金以外に、金、他の貴金属、或いは炭素即ら、グラッシ
イ次素、グラファイト等を基板として、その上に白金黒
、金微粒子、貴金属微粒子。 導電性金属酸化物微粒子の微粒子層を生体機能物ffと
ともに形成したものある。 即ち1以上のミクI’l電極の作製において、最初の導
電性物質と、その」―に析出すべき微粒子の(即し多孔
τ!の)導電性物質、即ら、微粒子金属とは同じ材料で
ある必要はなく1例えば、グラファイトの上に白金黒の
析出を行なわせた構造のものでもよい、また、白金の代
わりに、金、ロジウムなどの1導電性物質、を多孔質導
電性物質として使用出来、「導電性物質、の微粒子層を
導電性物質表面に形成することができるものは、他に障
害のない限り、好適に本発明において使用できる。 更に1本発明により利用するミクロ’I([は、蛋白↑
l、多糖類などの高分子物質を塗布し架橋剤で朱僑した
薄膜を形成し、生体適合性の付与、性能の羅持、生体8
*能物質の溶出を最少にすることもできる。 ニーこにJ−3いては、′生体機能物質」とは、酵素、
抗体に代表されるもので、各種の触媒、微生物菌体、増
殖微生物2才ルガネラ、抗原、抗体。 ハシテンなどを含むものである。 また1本発明に利用するバイオ電極を被覆するために付
加的に使用できる高分子物質には、アルブミンなどの蛋
白質、イ1ン交換樹脂、或いはヘパリンなどの多糖類な
どが挙げられる。架橋剤としては、使用する高分子物?
!tに対して適する架橋剤があり1例えば、アルブミン
に対しては、ゲルタールアルデヒド、また、カルボジイ
ミド、マレイミド架橋剤などが用いられる。 以上のおいて、ミクロ電極における多孔質(微粒子)導
電性物質の析出法は、電解析出で説明したが、無電解法
で行なうこともできることは明らかである。 本発明による分析法は、高速応答で、高感度。 11、つ、小型のパイオセンシングシステ11が実用化
されたものであり、バイオセンサのミクI7化、多機f
e化などの多項目計測が要求される臨床化学分析、携帯
型の健康πi視システノ、の開発に、極めて+7i要な
技術となろう。 第11yJは、ソ11−インジエクシ「ずンによる本発
明の分析装置i、7を断面図で示すものである。測定対
象の微!、′C物T(を含有する測定液1を1人1−1
2から注入し、ミクIJ電極3を俯1える流路5を通り
、参1に1電極6と対極7を備える流路を通り、流体b
(料1の微1+を成分を分析するものである0本発明に
よるミクロ電極は2mい白金線上に生体機能物↑!と白
金黒を一体化形成した構造のものであるから・非常に微
小なサイズのデバイスにでき・例えば・ミクロンオーグ
ーのサイズにできるために1図示のフローセルも非常に
微細なものにできる。 即ち1本発明のバイオセンシングシステノ、は。 生体機能物↑!主電極例えば酵素電極として利用すると
き、試料量も少なくてすみ9分析装置δ自体を小型化で
きる。更に、連続41り定では、1分間に数百検体以上
の処理ができるものである。 また1本発明におけるバイオ分析システ11では、ボデ
ンシオメトリ方式の測定もできる。 本発明による〕IJ−インジエン952分析法は、バイ
オセンサのミクIJ化、多m能化などの多項11訂測が
要求される臨床化学分析、携帯型の健j山監視シスデl
いの開発に役立つ極めて重要な技術の一つである。即し
、晶速応答性、高感度を有1−るバイ2検出装置が、困
芹視されてか1本発明により、そ7tが可能になるもの
である。 #ら1本発明で得られたフIt−インジエク
シ41ン分析シス・ノ゛・ム及び分析方法は高感度で、
しかも迅速な応答を示すことが明らかである。 次に1本発Cす1について実施例により更に詳細に説明
するが5本発明はそれによって限定きれるものではない
。 [実施例1] ?!/造方法 本発明に用いる酵素固定化′rlt極(ミクlJ電極)
の作製方法を示す、先4″、直径10μm〜3000μ
mの6種の微小白金線の而を、アルミナパウダーで研磨
し、微小白金1「極々した0次に、0゜5M硫酸水溶液
中でfil/塩化銀電極を参照電極として、該白金電極
に1E位+1.3vから−0,25vの範囲で100
mV/秒の走査速度で電位走査を30分間行なった。こ
の電極を300ppmの酢酸鉛含有の3%塩化白金酸溶
液中に浸し、′屯m Ili −50μAで10分間白
金黒の電気析出を行なった。析出した白金黒層のノゾさ
は、約数μmでJ)った。 次に、得られた白金黒析出電極を25°Cで60秒間風
乾した後に、0.5M硫酸水溶液中で銀/塩化tg電極
を参1);1電極として該白金黒析出電極を−0,3V
に30分間保持し、白金黒析出電極から水素を発生さけ
た。 この白金黒゛1「極を20’Cで60秒間風乾された後
に、 5500 ?h−位のグルコースオキシダーゼを
含有するiA NJ、tli nj液(pH6,8)1
mj!に2゜分間浸漬した。再度風乾した後、得られた
酵素固定化微小電極(ミグ+1’+tt極)を0.1v
燐M緩衝液中で一昼夜攪拌し洗浄し、ミクU TL極を
得た。 このミクI+電極を作用電極として用い、第1図の、二
と3)構造のミクITデバイスを作製した。即し、ソI
’l−インジエクシ、1ンネ!り定系において、測定対
象液1は人1−12より流れ込み、ミク[J+、If電
極を備λる通路5を通る。参IKi電極6として銀/塩
化銀電極を用い、対極7としてスデンレスブLl ツク
電極を用いて構成した。 [実施例2] グルコ−ス測定のj!q定 第1図に示すようなフ1コーインジェクシHン測定シス
テ11に対して、エルマ社製のシングルボンゾ(ER−
8711タイプ)を用いて、測定対象流体を流−゛、利
利用クロ電極は、最小直径】0μmから最大直径3mの
範囲で6種類の電極を用いり、対極としてステンレスブ
ロック電極を用い。 参IKt電極としては銀/塩化fil ill極を用い
た。ミク+7電極に0.6vの1V位を印加し、生成す
る過酸化水素を酸化する。移動相溶液としては、0.1
M燐酸級+51液(pH6,8)を用い、各種の濃度の
グル:I−ス含有試料(5μP)を注入した。流速は0
.4m11分から1 、8mff1/分の範囲とした。 直径1100t1の白金線」二に形成した白金黒グル:
l−スオキシダーゼ電管ミクI’J電極を用いて。 グルー1−ス(1’OmM)を注入ずたとさの応答を第
2図に示す0図示のように、ふ(料注入後3秒で1rL
流がピーク値を示す、10秒以内で元の電流値に戻った
。 次に、対象物質を間隔をおいて、連続的に注入したとき
のこのミクロ電極の応答を観察すると。 第2図に示すような応答が見られた。即ち、1分間に9
個の試料の割合で連続的に注入したところ1個々の試料
注入に対するピーク′?II流は、他のル(料に対する
応答ピークから完全に分離されていることが分かった。 即ち、1試料の測定が約7秒間で完了することが分かっ
た。このように−試料の測定の完了に要する時間を応答
時間として、各種°す°イズのミクロ電極に対する応答
時間を測定した。この結果を第1表に示す。 その結果、グルコース測定に要する時間は、ミツ11電
極の大きさに密接に関係することが示された。即し、白
金線直径10μmから3’mの範囲のものの上にグルコ
ース1キシダーゼ含有白金黒を形成した各種のサイズの
ミクII電極を用いて応答速度を調べたところ、下記の
第1表に示すような結果が得られた。 第1表 ミクロi[極の特性 10 0.61 5 2050 0.5
9 6 20100 0.73 7
20200 0.40 8 205
00 0.61 9 203000 1
.1 30 10第1表からミク「I電極の
直径が小さい程、測定所要時間が短いことが明らかであ
る0例えば、直径500μmのミクロ電極では、グルコ
ースの4!I!定に要する時間が10秒であったのに対
して、直径10μmのミク「71「極では5秒に短縮き
れることが分かった0以上の結果は、ミク「1電極の直
径を小さくすることにより、高速の測定が可能であるこ
とを示している。 次に、移動相溶液の流速を変えてグル:1−ス渡度のi
’l!I!定に要する時間及びピーク電流を観察した。 その&−果、グル:1−ス濃度測定に費4−る時間は、
その流速が速い程短くなること、及びピーク′−[流の
大ききは、流速が速い程小さくなることが明らかにきれ
た。これは、酵素反応が充分に速いときに、グルツース
液の拡散が律速であり、流速が速い程ピーク電流が大き
くなると考えられるが、ピーク電流はがC速の増大とと
もに小さくなることが&1d trt すれた、このこ
とから、グルフースオキシグーゼの反応が律速であるこ
とが考えられる。 tu71!qされたグルコ−ス濃
度とピーク電Ntとの関係を第3図に示す、第3図から
、50μM−10mMの範[711のグル:1−ス濃度
に対して、ピーク電流とグル;1−ス濃度は比例関係が
あることが明らかにされた。 このことにより1本発明によるノローインジエクシ!1
ン分析ンスデノ、は、50μMから10mM或いは50
mMまでという広い範囲にわたり、グルー1−ス測定1
う(料を希釈することなしで測定できることが明らかに
された。 〔実施例3〕 人込」B隻zx i二忙匹火渾」」屡妃入μj〕口1に
盟上記のように製作きれたミクrj電極を繰り返し使用
して、その結果を観察した。1時間に約600個の試料
を連続的に注入したところ、測定初期のピーク電流と1
時間後即ち、 600rilill試料注入した後のピ
ーク?[WEとがほとんど同一・の値を示した1本発明
によるフローインジェクション分析システムでは、グル
:1−スに対する応答出力が安定していることが明らか
である。 次に1本発明の)rJ−インジェクション分析シスj−
t、を用いてグルコース濃度を測定した時の変動係数を
求めてみた。その結果を上記の第1表にノJζした。ミ
クIJTr!、極の径が3nnの場合を除いて。 変動係数は1%以内であり、極めて精度の良好な測定が
できることが分かった。 、トた1本発明によるフローインジエン912分析装置
の安定性を1ケ月にわたり調べた結果、1ケ月後もピー
ク電流値の低下がほとんど認められなかった。 [発明の効果] 本発明によるフ【1−インジェクション分析装置及び分
析方法により次のような顕著な技術的効果が得られた。 第1に、測定対象微量物質を高速に応答性よく。 感度よく分析できるフロー計測が可能になった。 第2に、酵素など生体機能物質を安定して包括固定化し
たミクロ電極を用いることにより1分析請度が極めて高
く使用安定性のよいフローインジエクシ4Iン分析シス
デl、が提供できる。 第3に、更に生体機能物rlの固定化が高いミクロ電極
を用いるために、酵素の保存安定性の極めて−4ぐれた
ソ11−インジーTクシHン分析シスデl、を提供でき
た。 第4に、グルニー1−ス濃度50μMから50mMとい
う広い範囲で4ぐれた直線性を承り一分析方法を提供1
−る。 第5に、使用のミグ11電極は白金黒化技術で製作”T
(It ”CJ> ル0’) テ、 l’l板状板状
状球状ューブ状ナトの多様な形状にでき、そのために、
パイ′A1テンリ゛としてもその他のバイオ機能手段に
も利用できる。 第6に、使用安定性の極めてすぐれたフローインジェク
タ92分析システムが提供された。 第7に、酵素センサの保存性、安定性のきわめてずぐれ
たフ1−1−インジェクション分析装置が提供された。 第8に、ミク[J電極は極めて小きいために、サンプル
1aも少なくてすみ1分析装置全体を小型化で3−1更
にそのために、連続測定では数百検体以上の処理も賽易
にできる。 第9に、電極のアレイ化、多機能化が容易で多成分系の
)11−分析などに)3いて威力を発揮するシス’7’
lxを提供できる。 第10に、本発明の分析装置は、ボデンシオメトリづ5
式の測定にも使用できる。
第1図は、木発lす1によるフ「r−インジェクション
分析装置の検出部の構造を示す説明図で夛)る。 第2図は1本発明によりグルコース含有試料を測定した
結果をその応答性で示すグラフである。 第3VXJは1本発明により測定されるときのグル丁t
−ス濃度と応答出力の関係を示すグラフである。 [主要な部分の符号の説明] 1、、.7+!1定対象溶液 291.入口 300.ミクロ電極 503.フ[7−ヒル 609.参I11「極 701.対極 特許出願人 国立身体障害者リハビリテーシ日ンセンタ
ー(fI−1石) 代理人 弁理士 倉 持 裕(外1名)′第1日 □時間 第2図 第3図 手 続 補 正 書(方式) 昭和63年7月9日
分析装置の検出部の構造を示す説明図で夛)る。 第2図は1本発明によりグルコース含有試料を測定した
結果をその応答性で示すグラフである。 第3VXJは1本発明により測定されるときのグル丁t
−ス濃度と応答出力の関係を示すグラフである。 [主要な部分の符号の説明] 1、、.7+!1定対象溶液 291.入口 300.ミクロ電極 503.フ[7−ヒル 609.参I11「極 701.対極 特許出願人 国立身体障害者リハビリテーシ日ンセンタ
ー(fI−1石) 代理人 弁理士 倉 持 裕(外1名)′第1日 □時間 第2図 第3図 手 続 補 正 書(方式) 昭和63年7月9日
Claims (2)
- (1)生体機能物質を、導電性物質の微粒子と一体化さ
せることにより製作された微粒子導電性物質表面層を有
する生体機能物質固定化微小電極をフローインジェクシ
ョン分析の作用電極として用い、測定対象流体の流れる
流路のフローセルに沿い、参照電極と対極とともに設け
たことを特徴とするフローインジェクション分析装置。 - (2)生体機能物質を、導電性物質の微粒子と一体化さ
せることにより製作された微粒子導電性物質表面層を有
する生体機能物質固定化微小電極を、フローインジェク
ション分析のフローセル中に作用電極として用い、所定
電位をかけておき、発生する電流のピーク値を測定する
ことにより、対象物質の濃度を決定することを特徴とす
るフローインジェクション分析方法。
Priority Applications (5)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62304524A JP2600073B2 (ja) | 1987-12-03 | 1987-12-03 | フローインジェクション分析システム及びそれによる分析方法 |
PCT/JP1988/000256 WO1988007193A1 (en) | 1987-03-12 | 1988-03-11 | Immobilization of biofunctional material, element prepared therefrom and measurement using the same |
DE3852122T DE3852122T2 (de) | 1987-03-12 | 1988-03-11 | Immobilisierung von biofunktionellem material, daraus erzeugtes element und massnahme zu dessen verwendung. |
EP88902542A EP0304494B1 (en) | 1987-03-12 | 1988-03-11 | Immobilization of biofunctional material, element prepared therefrom and measurement using the same |
US07/714,901 US5256271A (en) | 1987-03-12 | 1992-06-17 | Method of immobilizing biofunctional material, and element prepared thereby, and measurement by using the same element |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP62304524A JP2600073B2 (ja) | 1987-12-03 | 1987-12-03 | フローインジェクション分析システム及びそれによる分析方法 |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
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JPH01147359A true JPH01147359A (ja) | 1989-06-09 |
JP2600073B2 JP2600073B2 (ja) | 1997-04-16 |
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ID=17934056
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
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JP62304524A Expired - Lifetime JP2600073B2 (ja) | 1987-03-12 | 1987-12-03 | フローインジェクション分析システム及びそれによる分析方法 |
Country Status (1)
Country | Link |
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JP (1) | JP2600073B2 (ja) |
Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5451595A (en) * | 1977-09-29 | 1979-04-23 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Enzyme electrode |
JPS5834355A (ja) * | 1981-08-25 | 1983-02-28 | Yanagimoto Seisakusho:Kk | ツインエレクトロ−ド型ボルタンメトリ−検出システム |
JPS58189549A (ja) * | 1982-04-28 | 1983-11-05 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 酵素反応測定セル |
-
1987
- 1987-12-03 JP JP62304524A patent/JP2600073B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPS5451595A (en) * | 1977-09-29 | 1979-04-23 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | Enzyme electrode |
JPS5834355A (ja) * | 1981-08-25 | 1983-02-28 | Yanagimoto Seisakusho:Kk | ツインエレクトロ−ド型ボルタンメトリ−検出システム |
JPS58189549A (ja) * | 1982-04-28 | 1983-11-05 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | 酵素反応測定セル |
Also Published As
Publication number | Publication date |
---|---|
JP2600073B2 (ja) | 1997-04-16 |
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