JPH03150458A - バイオセンサ - Google Patents
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- JPH03150458A JPH03150458A JP1288645A JP28864589A JPH03150458A JP H03150458 A JPH03150458 A JP H03150458A JP 1288645 A JP1288645 A JP 1288645A JP 28864589 A JP28864589 A JP 28864589A JP H03150458 A JPH03150458 A JP H03150458A
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- Apparatus Associated With Microorganisms And Enzymes (AREA)
- Immobilizing And Processing Of Enzymes And Microorganisms (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
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。
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Description
【発明の詳細な説明】
[産業上の利用分野]
本発明は化学・食品工業、医療、環境計測などの分野で
利用されるバイオセンサ、特に高応答性の要望される酵
素センサに関する。
利用されるバイオセンサ、特に高応答性の要望される酵
素センサに関する。
[従来技術及び課題]
近年、酵素センサが注目されており1例えば疎水性の多
孔質無機担体や高分子担体に酵素を固定化してなる酵素
固定化膜と電極等のトランスデユーサとを組合せ、酵素
固定化膜中の試料液通過時において酵素反応によって生
ずる化学物質等の変化をトランスデユーサによって電気
信号に変換して特定基質濃度を計測するようにした酵素
センサが開発されている。
孔質無機担体や高分子担体に酵素を固定化してなる酵素
固定化膜と電極等のトランスデユーサとを組合せ、酵素
固定化膜中の試料液通過時において酵素反応によって生
ずる化学物質等の変化をトランスデユーサによって電気
信号に変換して特定基質濃度を計測するようにした酵素
センサが開発されている。
しかし、酵素固定化膜は試料液拡散の障害物であり、特
に使用酵素が低活性である場合のように、膜を厚くして
酵素固定化量を増やすと、著しい応答性の遅れを生ずる
。
に使用酵素が低活性である場合のように、膜を厚くして
酵素固定化量を増やすと、著しい応答性の遅れを生ずる
。
そのため、酵素固定化膜を極力薄くすることが検討され
ている。
ている。
しかし、酵素固定化膜を薄くすると、酵素固定化量が減
り、出力信号が小さくなるため、低濃度試料に対する感
度が悪くなったり、センサ小型化に支障をきたす。又、
酵素固定化膜の強度低下にもつながる。
り、出力信号が小さくなるため、低濃度試料に対する感
度が悪くなったり、センサ小型化に支障をきたす。又、
酵素固定化膜の強度低下にもつながる。
[課題の解決手段及び作用]
そこで1本発明はかかる課題を下記手段によって解決し
た。
た。
(1)酵素固定化膜の両面に備えられ、試料液を酵素固
定化膜を通じて電気浸透させる電極と。
定化膜を通じて電気浸透させる電極と。
酵素固定化膜における酵素反応の物質変化を電気信号に
変換する電極と。
変換する電極と。
を有することを特徴とするバイオセンサ。
(2)酵素固定化膜の前面側に位置する非固定化膜の両
面に備えられ、試料液を非固定化膜を通じて電気浸透さ
せる電極と。
面に備えられ、試料液を非固定化膜を通じて電気浸透さ
せる電極と。
酵素固定化膜における酵素反応の物質変化を電気信号に
変換する電極と。
変換する電極と。
を有することを特徴とするバイオセンサ。
(3)酵素固定化膜の両面に備えられ、試料液を酵素固
定化膜を通じて電気浸透させると共に、酵素固定化膜に
おける酵素反応の物質変化を電気信号に変換する電極、
を有することを特徴とするバイオセンサ。
定化膜を通じて電気浸透させると共に、酵素固定化膜に
おける酵素反応の物質変化を電気信号に変換する電極、
を有することを特徴とするバイオセンサ。
一般に、酵素固定化膜又は非固定化膜(固相)は、それ
を通過する試料液(液相)に対して正又は負に帯電して
おり、特にこの帯電は界面動電位(ζ電位)として測定
される。そのため、第1図に示すような電極型酵素セン
サを例にとって云えば、このζ電位が−(マイナス)の
場合において、同図に示すように電気浸透発生用電極5
によって直流電圧を印加すると、電気浸透によって、試
料液は酵素固定化膜4中を拡散して計測用電極2の方(
破線矢印方向)へ速やかに移送される。
を通過する試料液(液相)に対して正又は負に帯電して
おり、特にこの帯電は界面動電位(ζ電位)として測定
される。そのため、第1図に示すような電極型酵素セン
サを例にとって云えば、このζ電位が−(マイナス)の
場合において、同図に示すように電気浸透発生用電極5
によって直流電圧を印加すると、電気浸透によって、試
料液は酵素固定化膜4中を拡散して計測用電極2の方(
破線矢印方向)へ速やかに移送される。
特に、トランスデユーサとして計M]用電極を採用して
なる電極型酵素センサにおいて本発明は好ましく適用で
き 応答性に優れ、しかも高精度の分析が可能となる。
なる電極型酵素センサにおいて本発明は好ましく適用で
き 応答性に優れ、しかも高精度の分析が可能となる。
酵素固定化膜又は非固定化膜(「酵素固定化膜等」とも
いう)を構成する多孔質担体としては。
いう)を構成する多孔質担体としては。
試料液との関係で帯電し易いものを使用するとよい。こ
の帯電性は、試料液からのイオンの吸着。
の帯電性は、試料液からのイオンの吸着。
担体自身の電離等に依存する。従って、その見地から測
定すべき試料液に応じて1種々の無機質。
定すべき試料液に応じて1種々の無機質。
有機質材料から最適なものを適宜選択して使用すること
が好ましい。無機質担体としては、アルミナ、マグネシ
ア、チタニア、ジルコニアなどの酸化物セラミックス;
及びリン酸塩(アパタイト。
が好ましい。無機質担体としては、アルミナ、マグネシ
ア、チタニア、ジルコニアなどの酸化物セラミックス;
及びリン酸塩(アパタイト。
リン酸カルシウム等)、ペロブスカイト、チタン酸塩(
チタン酸バリウム)、アルミン酸塩(ムライト、スピネ
ル)、珪酸塩(ジルコン等)などの複酸化物セラミック
ス;並びにシリカ、硼珪酸などのガラス;及びβ−スポ
デューメン、コーディエライトなどの結晶化ガラス;な
どが挙げられる。他方、窒化物セラミックス、炭化物セ
ラミックスは試料液イオンの吸着、セラミックス自身の
電離が不充分であり、好ましくない。有機質担体として
はポリエチレン、ポリスチレン、ポリウレタン等の高分
子材料が挙げられる。特に、これらの材料から成る多孔
質担体を用いて実際に酵素固定化膜として使用したとき
、試料液との間で生じるζ電位の絶対値が少なくとも5
mV、特に20mV以上になるような材料が好ましい
。ζ電位が高い程より大きな電気浸透力が得られ、応答
性の向上に有利となる。又、多孔質担体について、気孔
率60%、平均気孔径0.3.厚み0.5mm程度のも
のが好ましい。
チタン酸バリウム)、アルミン酸塩(ムライト、スピネ
ル)、珪酸塩(ジルコン等)などの複酸化物セラミック
ス;並びにシリカ、硼珪酸などのガラス;及びβ−スポ
デューメン、コーディエライトなどの結晶化ガラス;な
どが挙げられる。他方、窒化物セラミックス、炭化物セ
ラミックスは試料液イオンの吸着、セラミックス自身の
電離が不充分であり、好ましくない。有機質担体として
はポリエチレン、ポリスチレン、ポリウレタン等の高分
子材料が挙げられる。特に、これらの材料から成る多孔
質担体を用いて実際に酵素固定化膜として使用したとき
、試料液との間で生じるζ電位の絶対値が少なくとも5
mV、特に20mV以上になるような材料が好ましい
。ζ電位が高い程より大きな電気浸透力が得られ、応答
性の向上に有利となる。又、多孔質担体について、気孔
率60%、平均気孔径0.3.厚み0.5mm程度のも
のが好ましい。
電気浸透発生用電極は、酵素固定化膜等の両面に直接結
合させて備えるとよい。祠料としては通常の電極材料で
ある貴金属、高融点金属、金属酸化物等を広く使用でき
、特に化学的安定性、耐食性に優れた貴金属(Au、P
t等)が好ましい。
合させて備えるとよい。祠料としては通常の電極材料で
ある貴金属、高融点金属、金属酸化物等を広く使用でき
、特に化学的安定性、耐食性に優れた貴金属(Au、P
t等)が好ましい。
又、その多孔度については、移送方向の断面における全
面積に対して40〜70%程度電極祠料を存在させるよ
うな状態にするとよい。この電極は、導電材料を印刷、
めっき、スパッタリング、蒸着等によって酵素固定化膜
等に被着することにより。
面積に対して40〜70%程度電極祠料を存在させるよ
うな状態にするとよい。この電極は、導電材料を印刷、
めっき、スパッタリング、蒸着等によって酵素固定化膜
等に被着することにより。
又別途網目状に成形された電極によって酵素固定化膜を
挟持することにより備えるとよい。
挟持することにより備えるとよい。
酵素固定化膜の一側ないしは両側には、測定誤差をもた
らす有害物質(例えば血液中のグルコス測定におけるア
ルコルビン酸や尿酸:エタノル測定における他のアルコ
ール、酸、アルデヒド)が計測用電極などに付着するの
を防止するために2選択透過膜を存在させることが好ま
しい。
らす有害物質(例えば血液中のグルコス測定におけるア
ルコルビン酸や尿酸:エタノル測定における他のアルコ
ール、酸、アルデヒド)が計測用電極などに付着するの
を防止するために2選択透過膜を存在させることが好ま
しい。
その選択透過膜はセルロースアセテート、テフロン、ア
ルミナゲル等からなり、厚さ 0.1〜10μm。
ルミナゲル等からなり、厚さ 0.1〜10μm。
気孔率30〜70%程度にするとよい。
尚、各要素(酵素固定化膜1選択膜、電極など)は密着
していることが好ましい。もっとも。
していることが好ましい。もっとも。
各要素間において若干の隙間の存在は差支えない。
[実施例]
以下、エタノールセンサを例にとって説明する。
(1)酵素の固定化
予め、アルミナ純度99.9%、気孔率36%、平均気
孔径027μm、嵩密度2.6g/cJ、サイズ31×
0.5tmmである多孔質アルミナ(担体)を用意する
。
孔径027μm、嵩密度2.6g/cJ、サイズ31×
0.5tmmである多孔質アルミナ(担体)を用意する
。
このアルミナ多孔体に1次の手順■〜(ホ)で固定化処
理を施す。
理を施す。
■ γ−アミノプロピルトリエトキシシラン10g及び
トルエン90gからなる溶液に上記多孔体を室温で15
時間浸す。
トルエン90gからなる溶液に上記多孔体を室温で15
時間浸す。
(ロ) トルエン100耐で5分、エタノール100
mlで5分、純水100mj!で10分洗浄する。
mlで5分、純水100mj!で10分洗浄する。
(ハ) 1時間自然乾燥した後、グルタルアルデヒド2
.5g及びリン酸塩緩衝液97.5gからなる溶液に2
時間室温で浸す。
.5g及びリン酸塩緩衝液97.5gからなる溶液に2
時間室温で浸す。
に) アルコールオキシダーゼ(市販品) 0.5g
及びリン酸塩緩衝液100 mff1からなる溶液に1
時間室温で浸す。
及びリン酸塩緩衝液100 mff1からなる溶液に1
時間室温で浸す。
(ホ) リン酸塩緩衝液で2時間室温でゆすぐ。
これで酵素固定化膜が得られた。
(2)センサ素子の作成
第2図に示すように、アルミナ磁器基板(サイズl0X
IOX O,BtnlIe) 1の上に計測用電極と
じての白金電極2を蒸着する。その上に順次1選択透過
膜としての酢酸セルロース膜(厚さ2μm)3、電気浸
透発生用電極としての金メツシュ(存在部:非存在部−
3: 7)5.酵素固定化膜4゜金メツシュ5を重ね、
最後に接着剤を用いて。
IOX O,BtnlIe) 1の上に計測用電極と
じての白金電極2を蒸着する。その上に順次1選択透過
膜としての酢酸セルロース膜(厚さ2μm)3、電気浸
透発生用電極としての金メツシュ(存在部:非存在部−
3: 7)5.酵素固定化膜4゜金メツシュ5を重ね、
最後に接着剤を用いて。
液排出口6aを有するカバー6をかぶせシールする。こ
れでセンサ素子が組み上った(第3図、第4図)。
れでセンサ素子が組み上った(第3図、第4図)。
(3)測定
白金電極2の端子a、bにはエレクトロメータを接続し
、金メツシュ電極5の端子c、dには直流電圧を印加し
て2種々のエタノール濃度の試験液を0.1m12滴下
し、応答時間及び電流値(アンペロメトリー信号変換方
式)を測定した。
、金メツシュ電極5の端子c、dには直流電圧を印加し
て2種々のエタノール濃度の試験液を0.1m12滴下
し、応答時間及び電流値(アンペロメトリー信号変換方
式)を測定した。
試験液ニリン酸塩緩衝液(pH7,0) (試薬)エチ
ルアルコール (試薬) その結果を第1表及び第5図に示す。
ルアルコール (試薬) その結果を第1表及び第5図に示す。
(以下余白)
第
表
(エタノ
ル濃度
1、00■/(でのデータ)
■)
酵素固定化膜の厚み
2)
試験液を滴下してから。
エレクトロメー
タで計測される電流値が定常状態になるまでの時間
第1表及び第5図から明らかなように、僅かな直流電圧
(2V程度)を電気浸透発生用電極に印加するだけで、
応答時間が大幅に短縮され かつ計測電流値も大きいの
で低濃度試料に対しても高感度を維持できた。特に、酵
素固定化膜を厚く(0,5mm) I、た場合に、電圧
を印加しないもの(印加電圧OV)に比して著しい応答
性の向上が確認された。又1本実施例のように酵素固定
化膜(電気浸透発生用電極)と計測用電極との間に選択
透過膜を介在させた場合であっても、充分な応答性を維
持できることも併せて確認できた。尚。
(2V程度)を電気浸透発生用電極に印加するだけで、
応答時間が大幅に短縮され かつ計測電流値も大きいの
で低濃度試料に対しても高感度を維持できた。特に、酵
素固定化膜を厚く(0,5mm) I、た場合に、電圧
を印加しないもの(印加電圧OV)に比して著しい応答
性の向上が確認された。又1本実施例のように酵素固定
化膜(電気浸透発生用電極)と計測用電極との間に選択
透過膜を介在させた場合であっても、充分な応答性を維
持できることも併せて確認できた。尚。
測定条件にもよるが1通常のセンサの場合計測電流値が
1//A未満になると正確な測定が困難となる。
1//A未満になると正確な測定が困難となる。
第6図は酵素固定化膜4の前面側に別にシリカ質非固定
化膜(酵素を固定化していない多孔質担体)7を設け、
該非固定化膜7の両面に電気浸透用電極5を備えた実施
例である。尚、8は液排出孔である。
化膜(酵素を固定化していない多孔質担体)7を設け、
該非固定化膜7の両面に電気浸透用電極5を備えた実施
例である。尚、8は液排出孔である。
前記例では、酵素固定化膜4における酵素反応1
によって生ずる電極活物質(過酸化水素)を電気浸透発
生用電極5によっても僅かながら電極反応(酸化分解)
により電流値に変換してしまい 測定誤差をもたらすお
それがある。しかし2本実施例にあっては、前記例に比
して若干の応答性の遅れはあるものの、電気浸透発生用
電極5による電気浸透力を利用して試料液の酵素固定化
膜4の通過(従って計測用電極2への移送)も確実に行
ない得る。しかも、酵素反応によって生じた電極活物質
を計測用電極2によって正確に電流値に変換でき、より
高精度の測定が可能である。
生用電極5によっても僅かながら電極反応(酸化分解)
により電流値に変換してしまい 測定誤差をもたらすお
それがある。しかし2本実施例にあっては、前記例に比
して若干の応答性の遅れはあるものの、電気浸透発生用
電極5による電気浸透力を利用して試料液の酵素固定化
膜4の通過(従って計測用電極2への移送)も確実に行
ない得る。しかも、酵素反応によって生じた電極活物質
を計測用電極2によって正確に電流値に変換でき、より
高精度の測定が可能である。
第7図は−の電極(一対)5が電気浸透発生用電極と計
測用電極を兼ねた実施例である。又。
測用電極を兼ねた実施例である。又。
対の電極5の間には、酵素固定化膜4とともに選択透過
膜3を介在させている。
膜3を介在させている。
本実施例にあっては−の電極5によって、電気浸透力を
効率良く利用して酵素反応によって生じた電極活物質の
電極反応をも行なわせしめるため、最も応答性に優れ、
しかも構造を簡素化できる。
効率良く利用して酵素反応によって生じた電極活物質の
電極反応をも行なわせしめるため、最も応答性に優れ、
しかも構造を簡素化できる。
2
各実施例のセンサ素子は、試料液中に挿入して測定を行
なうバッチシステム、又通液型のセル中に装置して試料
液を注入することにより測定を行なうフローシステム、
更にはバッチフローシステムのいずれにも適用可能であ
る。
なうバッチシステム、又通液型のセル中に装置して試料
液を注入することにより測定を行なうフローシステム、
更にはバッチフローシステムのいずれにも適用可能であ
る。
本発明は上記実施例に限定されるものではない。例えば
電気浸透発生用電極は、その作用を発揮し得る限り、そ
の形状、厚み、大きさ等は何等問わない。又、エタノー
ルセンサに限らず、他のアルコールセンサ、更には糖セ
ンサ(グルコース、マルトース等の測定)、脂質センサ
(コレステロール等の測定)にも本発明のバイオセンサ
は適用され得る。又、多孔質担体への酵素の固定化法と
して、共有結合法、架橋化法、包括法等種々のものを使
用できることも勿論である。
電気浸透発生用電極は、その作用を発揮し得る限り、そ
の形状、厚み、大きさ等は何等問わない。又、エタノー
ルセンサに限らず、他のアルコールセンサ、更には糖セ
ンサ(グルコース、マルトース等の測定)、脂質センサ
(コレステロール等の測定)にも本発明のバイオセンサ
は適用され得る。又、多孔質担体への酵素の固定化法と
して、共有結合法、架橋化法、包括法等種々のものを使
用できることも勿論である。
更に、固定化膜を利用する他の種々のバイオセンサ、例
えば免疫センサ、微生物センサ、においセンサ、鮮度セ
ンサ等へ本発明を適用可能であることも自明であろう。
えば免疫センサ、微生物センサ、においセンサ、鮮度セ
ンサ等へ本発明を適用可能であることも自明であろう。
3
第1図は本発明の詳細な説明するためのバイオセンサ素
子の一例を示す断面図。 第2〜4図は本発明(請求項1)に係るバイオセンサ素
子の実施例を示す図であって、第2図はセンサ索子をそ
の構成要素(酵素固定化膜など)毎に示した平面図、第
3図はセンサ素子の斜視図、及び第4図は第3図のIV
−IV断面図。 第5図は厚さ 0.5mmの酵素固定化膜を用い、印加
電圧がOV、IOVであるときの試験結果であって、エ
タノール濃度と計測電流との関係を示したもの。 第6図は本発明(請求項2)に係るバイオセンサ素子の
実施例を示す断面図 そして 第7図は本発明(請求項3)に係るバイオセンサ素子の
実施例を示す断面図。 を夫々表わす。 A・・バイオセンサ素子 2・・・Pt(計測用)電極 3・・・酢酸セルロース(選択透過膜)5 ・・アルコールオキシダーゼ(酵素) 固定化膜 ・・Auメツシュ(電気浸透発生用) ・・非固定化膜 電極
子の一例を示す断面図。 第2〜4図は本発明(請求項1)に係るバイオセンサ素
子の実施例を示す図であって、第2図はセンサ索子をそ
の構成要素(酵素固定化膜など)毎に示した平面図、第
3図はセンサ素子の斜視図、及び第4図は第3図のIV
−IV断面図。 第5図は厚さ 0.5mmの酵素固定化膜を用い、印加
電圧がOV、IOVであるときの試験結果であって、エ
タノール濃度と計測電流との関係を示したもの。 第6図は本発明(請求項2)に係るバイオセンサ素子の
実施例を示す断面図 そして 第7図は本発明(請求項3)に係るバイオセンサ素子の
実施例を示す断面図。 を夫々表わす。 A・・バイオセンサ素子 2・・・Pt(計測用)電極 3・・・酢酸セルロース(選択透過膜)5 ・・アルコールオキシダーゼ(酵素) 固定化膜 ・・Auメツシュ(電気浸透発生用) ・・非固定化膜 電極
Claims (3)
- (1)酵素固定化膜の両面に備えられ、試料液を酵素固
定化膜を通じて電気浸透させる電極と、酵素固定化膜に
おける酵素反応の物質変化を電気信号に変換する電極と
、 を有することを特徴とするバイオセンサ。 - (2)酵素固定化膜の前面側に位置する非固定化膜の両
面に備えられ、試料液を非固定化膜を通じて電気浸透さ
せる電極と、 酵素固定化膜における酵素反応の物質変化を電気信号に
変換する電極と、 を有することを特徴とするバイオセンサ。 - (3)酵素固定化膜の両面に備えられ、試料液を酵素固
定化膜を通じて電気浸透させると共に、酵素固定化膜に
おける酵素反応の物質変化を電気信号に変換する電極、
を有することを特徴とするバイオセンサ。
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1288645A JPH0810207B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | バイオセンサ |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP1288645A JPH0810207B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | バイオセンサ |
Publications (2)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPH03150458A true JPH03150458A (ja) | 1991-06-26 |
JPH0810207B2 JPH0810207B2 (ja) | 1996-01-31 |
Family
ID=17732845
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP1288645A Expired - Fee Related JPH0810207B2 (ja) | 1989-11-08 | 1989-11-08 | バイオセンサ |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPH0810207B2 (ja) |
Cited By (3)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH04152263A (ja) * | 1990-10-16 | 1992-05-26 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
WO2001025472A1 (en) * | 1999-10-05 | 2001-04-12 | Bioett Ab | Biosensor and its use to indicate the status of a product |
JP2007527289A (ja) * | 2004-03-06 | 2007-09-27 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | 体液サンプリング装置 |
-
1989
- 1989-11-08 JP JP1288645A patent/JPH0810207B2/ja not_active Expired - Fee Related
Cited By (5)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
JPH04152263A (ja) * | 1990-10-16 | 1992-05-26 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
WO2001025472A1 (en) * | 1999-10-05 | 2001-04-12 | Bioett Ab | Biosensor and its use to indicate the status of a product |
US6642016B1 (en) | 1999-10-05 | 2003-11-04 | Bioett Ab | Biosensor and its use to indicate the status of a product |
JP2007527289A (ja) * | 2004-03-06 | 2007-09-27 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | 体液サンプリング装置 |
JP2007527288A (ja) * | 2004-03-06 | 2007-09-27 | エフ ホフマン−ラ ロッシュ アクチェン ゲゼルシャフト | 体液サンプリング装置 |
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Publication number | Publication date |
---|---|
JPH0810207B2 (ja) | 1996-01-31 |
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Legal Events
Date | Code | Title | Description |
---|---|---|---|
LAPS | Cancellation because of no payment of annual fees |