JPH0233093B2 - - Google Patents

Description

【発明の詳細な説明】 本発明は、分析、特に生体成分の分析に適した
電気化学センサーに関する。

生体成分分析において、必要とする成分を検出
する場合、しばしば共存しているいくつかの物質
が必要な成分の分析精度を妨害することがある。
一例として、血液あるいは尿中のグルコースを電
気化学的に定量する場合について説明する。

グルコースはグルコースオキシダーゼ（以下、
GODと略す）触媒により(1)式の反応をする。生
成したH₂O₂は(2)式に示した電気化学反応を起こ
す。

グルコース＋O₂＋H₂O
GOD ―――→ グルコン酸＋H₂O₂ (1) H₂O₂→O₂＋2H⁺＋2e^- (2) この時生じた電流量を測定することによりグル
コースの濃度を求めることができる。

GODの作用により生成したH₂O₂を上記のよう
に電気化学的に検出する場合、グルコースととも
に共存しているアスコルビン酸、尿酸等も同様に
酸化反応を起こして酸化電流を生ずる。そのため
グルコースのみの酸化電流よりも大きな酸化電流
を生じて結果的に正の誤差を与える。

このようなアスコルビン酸、尿酸等の妨害物質
を除く方法として、従来提案されている方法は、
妨害物質と検出すべき被測定物質の分子（あるい
は物質）の大きさに注目して、分子の大きさ（分
子量など）の大小の差を利用した分離膜の利用で
ある。この原理をグルコース測定の場合を例にと
り説明すると、アスコルビン酸、尿酸等分子量の
大きい妨害物質は通過できないが、反応により生
成したH₂O₂は、分子量が小さいため通過して検
出電極系により検出され、結果的に妨害物質の影
響のないグルコースの濃度を測定できる。このよ
うな分離膜の例として、アセチルセルロース膜、
セロハン膜等がよく知られている。又、分離膜の
他の例として、非対称膜として知られる逆浸透膜
の利用がある。これは、一方の面が粗い多孔質
で、他方の面が密な多孔質から構成されており、
この密な面で分子量の違う物質の通過を区別して
分離する機能を利用したものである。

これらの分離膜を利用した電気化学センサーの
従来例を第１図に示した。１は分離膜である。
２，３，４はそれぞれ作用電極、対極、参照極
で、これらが検出電極系を構成する。酵素は分離
膜１上に固定化されている。固定化が難しい酵素
の場合は、被検液５中に溶解されている。血液等
がマイクロシリンジ６により注入されると、被検
液５中に溶解している酵素あるいは分離膜１に固
定化されている酵素と反応して反応生成物を与え
る。この反応生成物が分離膜１中を通過して作用
電極２に到達して検出される。一方、血液中のア
スコルビン酸等の妨害物質は、分離膜１の中を通
過することができないので作用電極２に到達でき
ない。

このように、従来知られている分離膜を用いた
場合は、作用電極２により検出される目的物質を
得る場合に必要な酵素、試薬類等は、被検液５中
に溶解されているか、あるいは分離膜１に固定化
されており、センサー内部の電解質溶液７中には
存在していない。

その理由は、従来の分離膜を用いた場合には、
グルコース等のように分子の大きさが妨害物質の
分子の大きさとあまり違わない分子、あるいは、
さらに大きい分子は、分離膜１を通過してくるこ
とができないため、内部に酵素を含有した電解質
溶液があつても、この酵素と反応することができ
なかつたため、内部に酵素含有電解質溶液を保持
する意味がなかつたためである。

又、従来の分離膜を用いたセンサーにおいて
は、固定化が困難な酵素、固定化により著しく活
性の低下する酵素、あるいは被測定物質の検出に
必要な各試薬類は、被検液５中に溶解して使用す
るため、測定毎に廃棄しなければならなかつた。
そのため、コレステロールオキシダーゼのように
高価な酵素の使用の場合は、特に不経済である。

本発明は、以上のような不都合のない電気化学
センサーを提供するものである。

すなわち、本発明は、目的物質を検出する検出
電極系、妨害物質を除去する除去電極系、および
酵素を溶解している電解質溶液とを有し、該検出
電極系は前記電解質溶液に接液してなり、除去電
極系を検出電極系に対して被検液側に配置し、除
去電極系を構成する作用極が導電性薄膜を有する
多孔質膜からなり、該多孔質膜で被検液と電解質
溶液を分離してなることを特徴とする電気化学セ
ンサーである。

本発明においては、分子の大きさにより妨害物
質を区別する分離膜を用いるのでなく、電気化学
的な処理により妨害物質を被測定物質と区別する
ため、従来の分離膜のようにグルコース等の被測
定物質も通過させないものでなく、十分容易に通
過できるものである。被測定物質は、多孔質膜中
を通過してセンサー内の電解質溶液に到達して化
学反応を起こすことができる。又、固定化が困難
あるいは固定化により著しく活性の低下する酵
素、補酵素、あるいはその他の化学試薬等も内部
液中に溶解して使用することができるため、使い
捨ての必要がなく、たいへん測定対象物を広くと
れ、しかも経済的なセンサーとなる。

本発明の一実施例として、第２図にセンサーの
断面模式図を示して説明する。

本発明において、酵素を溶解している電解質溶
液は、妨害物質を除去する導電性薄膜を有する多
孔質膜を分離膜として、被検液と液絡はしている
が分離されている状態にある。例えば、第２図に
おいて、電解質溶液１５は、導電性薄膜１１を有
する多孔質膜１４により被検液１６と液絡はして
いるが分離されている。

ここで、上記の導電性薄膜を有する多孔質膜上
に、導電性薄膜を有している、あるいは、有して
いない多孔質膜を、被検液側あるいは電解質溶液
側から重ねて分離膜として用いてもよい。導電性
薄膜を有している多孔質膜とは、少なくともその
片面に導電性薄膜が形成されているものである。

導電性薄膜は、その形成法を特に制限するもの
でない。例えば、真空蒸着法、イオンプレーテイ
ング法、スパツタリング法で作製すると良好な薄
膜を形成することができる。導電性薄膜材料は、
妨害物質に対して電気化学的に活性な材料であれ
ば、特に制限されるものでない。多孔質膜の材料
も特に制限されるものでなく、無機、有機あるい
は両者の混合材料を用いることができる。

電解質溶液内には、少なくとも酵素が溶解して
いる。酵素は、一種類以上溶解していてもよい。
酵素は、生体組織、微生物中にも存在しているの
で、生体組織、微生物が電解質溶液中に、溶解、
浮遊あるいはコロイド状態等で含まれているもの
であつてもよい。又、電解質溶液中には、上記の
酵素、酵素含有物以外に、例えば、グルコース、
コレステロール、クレアチニン、トリグリセライ
ド等のあらゆる被測定物質の検出に必要な試薬類
が溶解していてもよい。各試薬類は、被測定物質
の検出に応じて適宜、選択できる。

目的物質を検出する電極系である検出電極系
と、妨害物質を電気化学的に除去する電極系であ
る除去電極系は、作用電極、参照電極、対極の３
電極系、あるいは、作用電極と参照電極（対極と
なる）の２電極系から構成されている。検出電極
系の各電極は、センサー内に保持された電解質溶
液中にその一部を浸せきしている。除去電極系の
構成要素の一つ、すなわち、作用電極として働く
導電性薄膜を有する多孔質膜は、被検液側に配置
されている。

目的物質とは、被測定物質、例えば、グルコー
スが単一の酵素、例えば、GOD、あるいは、複
数以上の酵素の作用を受けて生成する電気化学的
に活性な物質、例えば、H₂O₂、あるいは、被測
定物質と化学反応により関連しており、かつ、電
気化学的に活性な物質である。

第２図において、８，９，１０は、検出電極系
の作用電極、対極、参照電極である。１１，１
２，１３は、除去電極系の作用電極、対極、参照
電極である。検出電極系の作用電極は、板状、棒
状、網状、多孔質状等の種々の電極形状をとるこ
とができる。１４は電極１１としての導電性薄膜
を有する多孔質膜、１５は電解質溶液、１６は被
検液である。

本発明では、酵素、試薬類がセンサー内部に保
持されている電解質溶液中に存在しているので、
応答速度が遅くなるという問題点があるが、電解
質溶液を循環あるいは撹拌等して、強制的に流動
させることにより改善される。

次にグルコースの測定を一例として、本発明の
センサーを具体的に説明する。

電解質溶液１５中には、GODが溶解している。
マイクロシリンジ１７により被検液１６中へ血液
を注入すると、血液中の妨害物質であるアスコル
ビン酸、尿酸等は、電極１１を構成している例え
ば白金薄膜により電解除去される。一方、血液中
のグルコースは、白金薄膜には電気化学的に活性
でないため、多孔質膜１４を通過して電解質溶液
１５中に到達する。グルコースは電解質溶液中の
GODと反応してH₂O₂を生成して電極８、例え
ば、白金電極により検出される。以上によりまつ
たく妨害物質の影響がなく血液中のグルコース濃
度を測定できる。

本発明のセンサーは、固定化の困難な補酵素を
必要とする一連の脱水素酵素の関与する反応を利
用した物質の測定、例えば、乳酸の測定や、固定
化が困難な酵素、例えば、アルコールオキシダー
ゼ、コレステロールオキシダーゼ、イソクエン酸
脱水素酵素、乳酸脱水素酵素、アルデヒド脱水素
酵素等を利用したセンサーには特に適している。
又、コレステロールオキシダーゼのように高価で
固定化が困難な酵素を用いる場合には、センサー
内部の電解質溶液中に酵素を含有しているので、
１回の測定毎に酵素を捨てる必要がなく繰り返し
測定できるのでたいへん経済的で便利である。

以下、実施例を示す。

実施例 １ 孔径0.1μｍ、厚さ10μｍのポリカーボネート膜
の片面に白金をスパツタリングして厚さ約1000Å
の導電性薄膜を形成した。この薄膜を第２図の多
孔質膜１４の位置に組みこんだ。センサーは、固
定化の困難なコレステロールオキシダーゼを200
mg溶解したPH6.0のりん酸緩衝液４mlを電解質溶
液１５として有している。検出電極系の８および
除去電極系の１１にそれぞれ＋0.6Vvs.Ag/AgCl
の電位を印加した後、マイクロシリンジ１７によ
つて血清30μを添加したところ、第３図の応答
曲線ａが得られた。一方、電極１１には電位を印
加しないで同様に測定したところ、応答曲線ｂが
得られ、妨害物質による電流値の増加がみられ
た。

実施例 ２ 孔径1μｍ、厚さ10μｍのポリリカーボネート膜
の片面に白金をスパツタリングして厚さ約1000Å
の導電性薄膜を形成した。このポリカーボネート
膜にさらに孔径3μｍ、厚さ10μｍのポリカーボネ
ート膜を重ねて２枚の複合膜を構成した。この２
枚の複合膜を導電性薄膜を有する面を被検液側に
向けて第２図の多孔質膜１４の位置に組みこん
だ。電解質溶液１５はその組成としてPH8.0のト
リス緩衝液、リポプロテインリパーゼ、グリセロ
キナーゼ、グリセロホスフエートオキシダーゼ、
アデノシントリホスフエート、塩化マグネシウム
をそれぞれ４ml、0.5mg、0.05mg、0.2mg、1.2mg、
１mg含んでいる。

実施例１と同様に電極８および１１にそれぞれ
＋0.6Vvs.Ag/AgClの電位を印加した後、マイク
ロシリンジによつて血清30μを添加したとこ
ろ、血清中のトリグリセライドの濃度に応じた電
流値として0.5μAが得られた。次に除去電極系の
１１に電位を印加しない場合は、応答電流値
0.65μAが得られ妨害物質により応答電流値が増
加した。

以上のように、本発明によれば、妨害物質の影
響がなく、かつ、固定化の困難な触媒物質も利用
できるため、精度がよく測定対象物の広いセンサ
ーを提供することができる。

【図面の簡単な説明】

第１図は被検液中に浸せきされている従来のセ
ンサーの断面模式図、第２図は被検液中に浸せき
されている本発明のセンサーの例を示す断面模式
図、第３図はセンサーの応答例の比較を示す。 ８，９，１０……検出電極系、１１……導電性
薄膜、１１，１２，１３……除去電極系、１４…
…多孔質膜、１５……電解質溶液、１６……被検
液。

Claims (1)

【特許請求の範囲】
1. １ 目的物質を検出する検出電極系、妨害物質を
   除去する除去電極系、および酵素を溶解している
   電解質溶液とを有し、該検出電極系は前記電解質
   溶液に接液してなり、除去電極系を検出電極系に
   対して被検液側に配置し、除去電極系を構成する
   作用極が導電性薄膜を有する多孔質膜からなり、
   該多孔質膜で被検液と電解質溶液を分離してなる
   ことを特徴とする電気化学センサー。