JPH04233446A - 電気化学的酵素センサ - Google Patents
電気化学的酵素センサInfo
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- JPH04233446A JPH04233446A JP3224844A JP22484491A JPH04233446A JP H04233446 A JPH04233446 A JP H04233446A JP 3224844 A JP3224844 A JP 3224844A JP 22484491 A JP22484491 A JP 22484491A JP H04233446 A JPH04233446 A JP H04233446A
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- C—CHEMISTRY; METALLURGY
- C12—BIOCHEMISTRY; BEER; SPIRITS; WINE; VINEGAR; MICROBIOLOGY; ENZYMOLOGY; MUTATION OR GENETIC ENGINEERING
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- C12Q1/00—Measuring or testing processes involving enzymes, nucleic acids or microorganisms; Compositions therefor; Processes of preparing such compositions
- C12Q1/001—Enzyme electrodes
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- G—PHYSICS
- G01—MEASURING; TESTING
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- G—PHYSICS
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- G01N33/00—Investigating or analysing materials by specific methods not covered by groups G01N1/00 - G01N31/00
- G01N33/48—Biological material, e.g. blood, urine; Haemocytometers
- G01N33/483—Physical analysis of biological material
- G01N33/487—Physical analysis of biological material of liquid biological material
- G01N33/49—Blood
- G01N33/4925—Blood measuring blood gas content, e.g. O2, CO2, HCO3
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
【０００１】
【産業上の利用分野】本発明は体液中の物質、特にグル
コースを測定するための電気化学的酵素センサ並びに植
え込み可能なセンサ装置に関する。
コースを測定するための電気化学的酵素センサ並びに植
え込み可能なセンサ装置に関する。
【０００２】
【従来の技術】血液中のグルコース濃度の測定（植え込
み可能なセンサによる）は例えば糖尿病の治療に際して
、体内に植え込まれたポンプによりインシュリンの投与
量を制御するために必要である。このためグルコースに
特異的に応答し、良好な長時間安定性を有しまた生体適
合性であるセンサが要求される。この種のグルコースセ
ンサはグルコース測定用の臨床検査においてもまた糖耐
性テストでも使用可能でなければならず、すなわち必ず
しも植え込まれる必要はない。
み可能なセンサによる）は例えば糖尿病の治療に際して
、体内に植え込まれたポンプによりインシュリンの投与
量を制御するために必要である。このためグルコースに
特異的に応答し、良好な長時間安定性を有しまた生体適
合性であるセンサが要求される。この種のグルコースセ
ンサはグルコース測定用の臨床検査においてもまた糖耐
性テストでも使用可能でなければならず、すなわち必ず
しも植え込まれる必要はない。
【０００３】血液中のグルコースの測定は酵素センサで
行うことができるが、その場合一般にグルコースオキシ
ダーゼが酵素として作用する（これに関してはシンドラ
ー（Ｊ．Ｇ．Ｓｃｈｉｎｄｌｅｒ）著「バイオエレクト
ロケミッシェ・メンブランエレクトローデン（Ｂｉｏｅ
ｌｅｋｔｒｏｃｈｅｍｉｓｃｈｅ Ｍｅｍｂｒａｎｅ
ｌｅｋｔｒｏｄｅｎ）」Ｗａｌｔｅｒ ｄｅ Ｇｒ
ｕｙｔｅｒ出版、Ｂｅｒ−ｌｉｎ−Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ
、１９８３、第２１１頁以降参照）。糖尿病の治療に酵
素グルコースセンサを使用することは従来この種センサ
が長時間安定性を欠いていることが妨げとなっている。 例えばマトリックス内に封入し、化学的に結合又は吸着
することにより酵素を安定化する種々の方法はいわゆる
安定性を改善するが、同時にグルコースの選択能をも減
少させる。従って従来達成することのできる酵素センサ
の長時間安定性はすでに約１００日間の挿入期間が報告
されているにもかかわらず一般に試験管中で３０日以内
、生体内では１４日までに過ぎない（これに関しては雑
誌「Ｎａｃｈｒ．Ｃｈｅｍ．Ｔｅｃｈ．Ｌａｂ．」第３
０巻（１９９０）、第８６８〜８６９頁参照）。
行うことができるが、その場合一般にグルコースオキシ
ダーゼが酵素として作用する（これに関してはシンドラ
ー（Ｊ．Ｇ．Ｓｃｈｉｎｄｌｅｒ）著「バイオエレクト
ロケミッシェ・メンブランエレクトローデン（Ｂｉｏｅ
ｌｅｋｔｒｏｃｈｅｍｉｓｃｈｅ Ｍｅｍｂｒａｎｅ
ｌｅｋｔｒｏｄｅｎ）」Ｗａｌｔｅｒ ｄｅ Ｇｒ
ｕｙｔｅｒ出版、Ｂｅｒ−ｌｉｎ−Ｎｅｗ Ｙｏｒｋ
、１９８３、第２１１頁以降参照）。糖尿病の治療に酵
素グルコースセンサを使用することは従来この種センサ
が長時間安定性を欠いていることが妨げとなっている。 例えばマトリックス内に封入し、化学的に結合又は吸着
することにより酵素を安定化する種々の方法はいわゆる
安定性を改善するが、同時にグルコースの選択能をも減
少させる。従って従来達成することのできる酵素センサ
の長時間安定性はすでに約１００日間の挿入期間が報告
されているにもかかわらず一般に試験管中で３０日以内
、生体内では１４日までに過ぎない（これに関しては雑
誌「Ｎａｃｈｒ．Ｃｈｅｍ．Ｔｅｃｈ．Ｌａｂ．」第３
０巻（１９９０）、第８６８〜８６９頁参照）。
【０００４】酵素グルコースセンサは次の原則により作
動する。 β−Ｄ−グルコース＋Ｏ２ ＋Ｈ２ Ｏ−（グルコース
オキシダーゼ）→グルコン酸＋Ｈ２ Ｏ２ この場合グ
ルコース濃度の尺度として酸素（Ｏ２ ）の減少又は過
酸化水素（Ｈ２ Ｏ２ ）の増加を測定する。この測定
は電位差測定法又は電流測定法で行い、その際貴金属一
般には白金からなる測定電極を使用する。酵素の長時間
安定性の欠乏、すなわち老化の原因は、Ｈ２ Ｏ２ 又
は測定電極による（酵素の）影響で或は測定電極での酵
素の分解により生じた生成物にある。
動する。 β−Ｄ−グルコース＋Ｏ２ ＋Ｈ２ Ｏ−（グルコース
オキシダーゼ）→グルコン酸＋Ｈ２ Ｏ２ この場合グ
ルコース濃度の尺度として酸素（Ｏ２ ）の減少又は過
酸化水素（Ｈ２ Ｏ２ ）の増加を測定する。この測定
は電位差測定法又は電流測定法で行い、その際貴金属一
般には白金からなる測定電極を使用する。酵素の長時間
安定性の欠乏、すなわち老化の原因は、Ｈ２ Ｏ２ 又
は測定電極による（酵素の）影響で或は測定電極での酵
素の分解により生じた生成物にある。
【０００５】
【発明が解決しようとする課題】本発明の課題は、先に
記載した形式の電気化学的酵素センサを、測定電極（セ
ンサ電極）により酵素に影響を及ぼさないように、従っ
て良好な長時間安定性をもたらすように構成することに
ある。
記載した形式の電気化学的酵素センサを、測定電極（セ
ンサ電極）により酵素に影響を及ぼさないように、従っ
て良好な長時間安定性をもたらすように構成することに
ある。
【０００６】
【課題を解決するための手段】この課題は本発明によれ
ば、電気触媒的に不活性なカーボンからなるセンサ電極
、対電極、補助電極、センサ電極の前方に存在する酵素
を含む層、及び酵素層を体液から保護しまた酵素を保留
することのできる生体適合性の親水性で酸素を通す物質
からなる膜を有するセンサによって解決される。
ば、電気触媒的に不活性なカーボンからなるセンサ電極
、対電極、補助電極、センサ電極の前方に存在する酵素
を含む層、及び酵素層を体液から保護しまた酵素を保留
することのできる生体適合性の親水性で酸素を通す物質
からなる膜を有するセンサによって解決される。
【０００７】
【作用効果】本発明による電気化学的酵素センサは酸素
センサの原理に基づく。すなわち酸素含有量の変化を測
定するものであるが、この変化は主として（Ｏ２ の）
消耗として生じる。酵素に影響を及ぼさず、従って酵素
活性を変化させないＯ２ センサと酵素反応を組み合わ
せることによって高い長時間安定性が得られる。従って
本発明によるセンサの場合測定又はセンサ電極は電気触
媒的に不活性のカーボンからなる。この種の電極では酸
素のみが反応、すなわち還元し、他の反応は著しく抑制
され、従って酵素も反応しない。すなわち電気化学的に
変化しない。
センサの原理に基づく。すなわち酸素含有量の変化を測
定するものであるが、この変化は主として（Ｏ２ の）
消耗として生じる。酵素に影響を及ぼさず、従って酵素
活性を変化させないＯ２ センサと酵素反応を組み合わ
せることによって高い長時間安定性が得られる。従って
本発明によるセンサの場合測定又はセンサ電極は電気触
媒的に不活性のカーボンからなる。この種の電極では酸
素のみが反応、すなわち還元し、他の反応は著しく抑制
され、従って酵素も反応しない。すなわち電気化学的に
変化しない。
【０００８】本発明によるセンサの場合、恐らく膜及び
酵素層を通って電極に拡散する物質による測定電極の破
壊は生じない。これにより有害な電極反応は生じないこ
とから、この種の反応の反応生成物による酵素活性の低
下も起こらない。更にこのセンサは、センサ電極で酸素
の還元を生じることから、フェロセン及びテトラシアノ
シンジアミンのような電子を移動させる付加的物質を必
要としない。
酵素層を通って電極に拡散する物質による測定電極の破
壊は生じない。これにより有害な電極反応は生じないこ
とから、この種の反応の反応生成物による酵素活性の低
下も起こらない。更にこのセンサは、センサ電極で酸素
の還元を生じることから、フェロセン及びテトラシアノ
シンジアミンのような電子を移動させる付加的物質を必
要としない。
【０００９】本発明によるセンサはグルコースオキシダ
ーゼでグルコースを測定するのに有利に使用される。こ
のセンサの根拠となっている、酸素を生じるか又は消費
する酵素反応と酸素センサを組み合わせるという原理は
、他の物質の測定にも使用することができる。この例を
次に列記する。 −相応するオキシダーゼの種々の砂糖、例えばガラクト
ースオキシダーゼでのガラクトース、 −ラクテートオキシダーゼでの乳酸塩、−アルコールオ
キシダーゼでのメタノール又はエタノール、 −コレステリンオキシダーゼでのコレステリン、−ウリ
カーゼでの尿酸、 −アスコルバーゼでのアスコルビン酸、−ピルビン酸オ
キシダーゼでのピルビン酸、−グルコースオキシダーゼ
／ヘキソキナーゼでのアデノシン三燐酸、及び −カタラーゼでの過酸化水素。
ーゼでグルコースを測定するのに有利に使用される。こ
のセンサの根拠となっている、酸素を生じるか又は消費
する酵素反応と酸素センサを組み合わせるという原理は
、他の物質の測定にも使用することができる。この例を
次に列記する。 −相応するオキシダーゼの種々の砂糖、例えばガラクト
ースオキシダーゼでのガラクトース、 −ラクテートオキシダーゼでの乳酸塩、−アルコールオ
キシダーゼでのメタノール又はエタノール、 −コレステリンオキシダーゼでのコレステリン、−ウリ
カーゼでの尿酸、 −アスコルバーゼでのアスコルビン酸、−ピルビン酸オ
キシダーゼでのピルビン酸、−グルコースオキシダーゼ
／ヘキソキナーゼでのアデノシン三燐酸、及び −カタラーゼでの過酸化水素。
【００１０】最後に挙げた反応、すなわちＨ２ Ｏ２
測定の場合、更に酸素が生じ、すなわち増大する。
測定の場合、更に酸素が生じ、すなわち増大する。
【００１１】本発明によるセンサの場合、酵素は溶解し
た形でもまた固定化された形でも使用することができる
。特に例えば牛血清アルブミンと一緒にグルタルアルデ
ヒドを用いて網状化することによって、又は例えばポリ
アクリルアミドからなるマトリックス中に封入すること
によって行うことのできる固定化に際して、一般に酵素
活性の一部が失われ、その結果耐用年数は限定されるこ
とになる。従ってより高い長時間安定性を得るために酵
素に有利にはカタラーゼを加えることができる。これに
より酵素を侵害するＨ２ Ｏ２ の増大は阻止される。 更に酵素を一定の間隔で交換することも可能である。
た形でもまた固定化された形でも使用することができる
。特に例えば牛血清アルブミンと一緒にグルタルアルデ
ヒドを用いて網状化することによって、又は例えばポリ
アクリルアミドからなるマトリックス中に封入すること
によって行うことのできる固定化に際して、一般に酵素
活性の一部が失われ、その結果耐用年数は限定されるこ
とになる。従ってより高い長時間安定性を得るために酵
素に有利にはカタラーゼを加えることができる。これに
より酵素を侵害するＨ２ Ｏ２ の増大は阻止される。 更に酵素を一定の間隔で交換することも可能である。
【００１２】本発明によるセンサは脈動電圧で制御され
る三極装置を有する（これに関しては例えば欧州特許出
願公開第０１７０９９８号明細書参照）。このため測定
又はセンサ電極には周期的に２つの電位、すなわち測定
電位といわゆる回復電位が印加される。この場合測定電
位での滞留時間は循環期間に比べて小さい。こうして酸
素消費量は極めて少なく保たれる。測定期間中流れる電
流を測定信号として利用するが、その際電流を有利に積
分しまた電荷信号を利用する。この場合電流の積分は有
利には時間を遅らせることにより生じる。検出された電
荷は酸素濃度の尺度である。この種のインパルス法の場
合電力需要は５０μＷ以下である。従って本発明による
センサは長時間植え込み物としても使用することができ
る。
る三極装置を有する（これに関しては例えば欧州特許出
願公開第０１７０９９８号明細書参照）。このため測定
又はセンサ電極には周期的に２つの電位、すなわち測定
電位といわゆる回復電位が印加される。この場合測定電
位での滞留時間は循環期間に比べて小さい。こうして酸
素消費量は極めて少なく保たれる。測定期間中流れる電
流を測定信号として利用するが、その際電流を有利に積
分しまた電荷信号を利用する。この場合電流の積分は有
利には時間を遅らせることにより生じる。検出された電
荷は酸素濃度の尺度である。この種のインパルス法の場
合電力需要は５０μＷ以下である。従って本発明による
センサは長時間植え込み物としても使用することができ
る。
【００１３】本発明による電気化学的酵素センサは比較
的簡単に構成される。作用電極とも呼ばれる固有の測定
電極、対電極、補助電極並びに酵素の他に、この酵素セ
ンサは単に１枚の膜を必要とするに過ぎない。これに対
し公知の酵素センサにあっては少なくとも２枚の膜を使
用する。この場合膜の１枚は酵素を周囲の電解質から分
離するために使用され、他の膜は測定電極の直前に配置
される。この膜は多くの場合特定の分子のみを透過する
に過ぎず、その結果できる限り特殊な電極反応が生じる
。このためしばしばいわゆるキャリア−ＰＶＣ膜が使用
されるが、これは植え込み物として使用する場合、含ま
れる成分の毒性により問題を有する。
的簡単に構成される。作用電極とも呼ばれる固有の測定
電極、対電極、補助電極並びに酵素の他に、この酵素セ
ンサは単に１枚の膜を必要とするに過ぎない。これに対
し公知の酵素センサにあっては少なくとも２枚の膜を使
用する。この場合膜の１枚は酵素を周囲の電解質から分
離するために使用され、他の膜は測定電極の直前に配置
される。この膜は多くの場合特定の分子のみを透過する
に過ぎず、その結果できる限り特殊な電極反応が生じる
。このためしばしばいわゆるキャリア−ＰＶＣ膜が使用
されるが、これは植え込み物として使用する場合、含ま
れる成分の毒性により問題を有する。
【００１４】本発明によるセンサで使用される膜は有利
には酢酸セルロース又はペルフルオロスルホン化ポリテ
トラフルオロエチレンからなるが、例えばポリウレタン
も使用することができる。一般に酵素を保留すると同時
に酸素に対して透過性であるこの膜は生体適合性及び親
水性であり、従って測定すべき物質に対して透過性であ
る。この場合センサは酸素に対して高感度であることか
ら、グルコースのような被測定物質に対して例えば１０
−１２ ｍ２ ／ｓ以下の低い拡散係数を有する膜を選
択することができる。酸素に対するこの拡散係数は、酸
素を酵素反応に対して十分に提供するが過剰には存在し
ないようなものである。被測定物質を最高度に測定し得
る濃度に関しては、酸素拡散とこの物質の拡散との比が
重要である。この比は膜の特性によって、すなわち親水
性の度合によって決定される。
には酢酸セルロース又はペルフルオロスルホン化ポリテ
トラフルオロエチレンからなるが、例えばポリウレタン
も使用することができる。一般に酵素を保留すると同時
に酸素に対して透過性であるこの膜は生体適合性及び親
水性であり、従って測定すべき物質に対して透過性であ
る。この場合センサは酸素に対して高感度であることか
ら、グルコースのような被測定物質に対して例えば１０
−１２ ｍ２ ／ｓ以下の低い拡散係数を有する膜を選
択することができる。酸素に対するこの拡散係数は、酸
素を酵素反応に対して十分に提供するが過剰には存在し
ないようなものである。被測定物質を最高度に測定し得
る濃度に関しては、酸素拡散とこの物質の拡散との比が
重要である。この比は膜の特性によって、すなわち親水
性の度合によって決定される。
【００１５】膜の厚さは、酸素に対するセンサの応答時
間が極めて短いことから比較的非臨界的であるが、その
都度の物質の本来の測定に対しては数分の応答時間が許
容可能である。一般に膜の厚さは１０〜１５０μｍであ
る。
間が極めて短いことから比較的非臨界的であるが、その
都度の物質の本来の測定に対しては数分の応答時間が許
容可能である。一般に膜の厚さは１０〜１５０μｍであ
る。
【００１６】センサ電極用材料としては有利にはガラス
質カーボン、パイログラファイト、スパッタカーボン、
スパッタグラファイト又は非晶質の水素含有カーボン（
ａ−Ｃ：Ｈ）を使用するが、この場合ガラス質カーボン
を非活性形で使用するのが好ましい。すなわちいわゆる
平滑なガラス質カーボン電極を使用する。対電極は有利
には白金又は活性化ガラス質カーボンからなる。補助電
極は有利にはＡｇ／ＡｇＣｌ電極である。
質カーボン、パイログラファイト、スパッタカーボン、
スパッタグラファイト又は非晶質の水素含有カーボン（
ａ−Ｃ：Ｈ）を使用するが、この場合ガラス質カーボン
を非活性形で使用するのが好ましい。すなわちいわゆる
平滑なガラス質カーボン電極を使用する。対電極は有利
には白金又は活性化ガラス質カーボンからなる。補助電
極は有利にはＡｇ／ＡｇＣｌ電極である。
【００１７】植え込みの目的のため、一方が酵素を有す
るセンサ電極としてまた他方が酵素を有さないセンサ電
極として構成されている２個の測定電極を有するセンサ
装置を使用する。すなわち第２のセンサ電極は例えば酵
素を含まない溶液である。この場合測定に際してインパ
ルス毎に一方の電極から他方の電極へ切換えられ、その
際得られる信号の差異が被測定物質の濃度に相当する。 測定信号のドリフトが遮断されることから長時間挿入す
るのに適しているこの種の装置の場合、２個のセンサ、
すなわち２個の測定電極は有利には共通して唯一の対電
極及び補助電極を有する。植え込みに適したこの種の装
置は有利には円板センサとして構成される。これに対し
血液中で測定する場合、いわゆるチップ電極を使用する
のが有利である。この種の電極の場合、測定電極の電極
尖端に例えば酵素を含むポリマー溶液を塗布し、乾燥後
膜層で被覆する。
るセンサ電極としてまた他方が酵素を有さないセンサ電
極として構成されている２個の測定電極を有するセンサ
装置を使用する。すなわち第２のセンサ電極は例えば酵
素を含まない溶液である。この場合測定に際してインパ
ルス毎に一方の電極から他方の電極へ切換えられ、その
際得られる信号の差異が被測定物質の濃度に相当する。 測定信号のドリフトが遮断されることから長時間挿入す
るのに適しているこの種の装置の場合、２個のセンサ、
すなわち２個の測定電極は有利には共通して唯一の対電
極及び補助電極を有する。植え込みに適したこの種の装
置は有利には円板センサとして構成される。これに対し
血液中で測定する場合、いわゆるチップ電極を使用する
のが有利である。この種の電極の場合、測定電極の電極
尖端に例えば酵素を含むポリマー溶液を塗布し、乾燥後
膜層で被覆する。
【００１８】
【実施例】次に本発明を実施例により更に詳述する。
【００１９】研究用としてポリスルホンからなる流量測
定セルを使用するが、この場合平滑なガラス質カーボン
電極を作用電極として利用する（直径５ｍｍ、表面積０
．２ｃｍ２ ）。補助電極はＡｇ／ＡｇＣｌ電極であり
、対電極としては白金電極（砂を吹き付けられた）又は
、活性化ガラス質カーボンからなる電極（表面積はそれ
ぞれ０．２ｃｍ２）を使用する。
定セルを使用するが、この場合平滑なガラス質カーボン
電極を作用電極として利用する（直径５ｍｍ、表面積０
．２ｃｍ２ ）。補助電極はＡｇ／ＡｇＣｌ電極であり
、対電極としては白金電極（砂を吹き付けられた）又は
、活性化ガラス質カーボンからなる電極（表面積はそれ
ぞれ０．２ｃｍ２）を使用する。
【００２０】グルコースの濃度を測定するため、例えば
作用電極とナフィオン、すなわちペルフルオロスルホン
化ポリテトラフルオロエチレンからなる膜（厚さ約３５
μｍ、グルコースに対する拡散係数５．９・１０−１３
ｍ２ ／ｓ、Ｏ２ に対する拡散係数２０・１０−１
３ ｍ２ ／ｓ）との間の空間に、グルコースオキシダ
ーゼの水溶液（生理的食塩水又はリンゲル液中）１０μ
ｌが存在するセンサを使用する。電解質としてはＯ２
１０％を有するリンゲル液を使用する。このセンサをイ
ンパルス法で作動させる（パルス継続時間２０秒、積分
法１５〜２０秒、サイクル時間２秒）。
作用電極とナフィオン、すなわちペルフルオロスルホン
化ポリテトラフルオロエチレンからなる膜（厚さ約３５
μｍ、グルコースに対する拡散係数５．９・１０−１３
ｍ２ ／ｓ、Ｏ２ に対する拡散係数２０・１０−１
３ ｍ２ ／ｓ）との間の空間に、グルコースオキシダ
ーゼの水溶液（生理的食塩水又はリンゲル液中）１０μ
ｌが存在するセンサを使用する。電解質としてはＯ２
１０％を有するリンゲル液を使用する。このセンサをイ
ンパルス法で作動させる（パルス継続時間２０秒、積分
法１５〜２０秒、サイクル時間２秒）。
【００２１】２５℃で良好に再現可能の測定曲線が得ら
れる。この場合時間の経過に伴うセンサ信号の減衰は従
来のセンサの場合よりも著しく小さい。これはセンサ電
極が破壊されないことに起因する。否リンゲル液内で３
７℃でもかなりの成果が得られる。電解質として繊維素
を除去した羊の血液を使用した場合にも満足のいく結果
が得られる。
れる。この場合時間の経過に伴うセンサ信号の減衰は従
来のセンサの場合よりも著しく小さい。これはセンサ電
極が破壊されないことに起因する。否リンゲル液内で３
７℃でもかなりの成果が得られる。電解質として繊維素
を除去した羊の血液を使用した場合にも満足のいく結果
が得られる。
【００２２】より厚いすなわち親水性のより僅かな膜を
使用する場合（厚さ約１０５μｍ）、グルコースの拡散
が減少するのとは逆に酸素拡散は改良されることから、
感度は一層高められる（拡散係数：グルコースに対して
３．１・１０−１３ ｍ２ ／ｓ、Ｏ２ に対して１４
・１０−１３ ｍ２ ／ｓ）。この種のセンサは連続実
験（２５℃）で１００日以上有効にテストすることがで
きた。
使用する場合（厚さ約１０５μｍ）、グルコースの拡散
が減少するのとは逆に酸素拡散は改良されることから、
感度は一層高められる（拡散係数：グルコースに対して
３．１・１０−１３ ｍ２ ／ｓ、Ｏ２ に対して１４
・１０−１３ ｍ２ ／ｓ）。この種のセンサは連続実
験（２５℃）で１００日以上有効にテストすることがで
きた。
【００２３】例えば乳酸塩を測定する場合、相応してラ
クテートオキシダーゼ（１Ｏμｌ）を作用電極の直前に
配置する。膜はこの場合例えば酢酸セルロース又は硝酸
セルロースからなる。
クテートオキシダーゼ（１Ｏμｌ）を作用電極の直前に
配置する。膜はこの場合例えば酢酸セルロース又は硝酸
セルロースからなる。
【００２４】本発明によるセンサはカテーテルセンサの
形で構成することもできる。この場合グルコースを測定
するためには例えば尖端にガラス質カーボン電極を、ま
たその下に絶縁して配置されたＡｇ／ＡｇＣｌ補助電極
を有する三極装置を使用する。ガラス質カーボンからな
る作用電極上に酵素グルコースオキシダーゼを、この電
極をグルコースオキシダーゼ溶液、牛血清アルブミン及
びグルタルアルデヒド溶液（５％）からなる混合物中に
浸漬することにより塗布する。その後補助電極を含めて
カテーテルをナフィオン溶液（５％、イソプロパノール
）中に浸漬して、酵素層を親水性膜で被覆する。この膜
は例えばポリウレタン（１０％、Ｎ−メチルピロリドン
）の溶液を用いても得られる。
形で構成することもできる。この場合グルコースを測定
するためには例えば尖端にガラス質カーボン電極を、ま
たその下に絶縁して配置されたＡｇ／ＡｇＣｌ補助電極
を有する三極装置を使用する。ガラス質カーボンからな
る作用電極上に酵素グルコースオキシダーゼを、この電
極をグルコースオキシダーゼ溶液、牛血清アルブミン及
びグルタルアルデヒド溶液（５％）からなる混合物中に
浸漬することにより塗布する。その後補助電極を含めて
カテーテルをナフィオン溶液（５％、イソプロパノール
）中に浸漬して、酵素層を親水性膜で被覆する。この膜
は例えばポリウレタン（１０％、Ｎ−メチルピロリドン
）の溶液を用いても得られる。
Claims (8)
- 【請求項１】 体液中の物質を測定する電気化学的酵
素センサにおいて、電気触媒的に不活性なカーボンから
なるセンサ電極、対電極、補助電極、センサ電極の前方
に存在する酵素を含む層、及び酵素層を体液から保護し
また酵素を保留することのできる生体適合性の親水性で
酸素を通す物質からなる膜からなることを特徴とする電
気化学的酵素センサ。 - 【請求項２】 センサ電極がガラス質カーボン、パイ
ログラファイト、スパッタカーボン、スパッタグラファ
イト又は非晶質の水素含有カーボンからなることを特徴
とする請求項１記載のセンサ。 - 【請求項３】 対電極が白金又は活性化ガラス質カー
ボンからなることを特徴とする請求項１又は２記載のセ
ンサ。 - 【請求項４】 補助電極がＡｇ／ＡｇＣｌ電極である
ことを特徴とする請求項１ないし３の１つに記載のセン
サ。 - 【請求項５】 酵素が溶解した形又は固定化された形
で存在することを特徴とする請求項１ないし４の１つに
記載のセンサ。 - 【請求項６】 膜が酢酸セルロース又はペルフルオロ
スルホン化ポリテトラフルオロエチレンからなることを
特徴とする請求項１ないし５の１つに記載のセンサ。 - 【請求項７】 請求項１ないし６の１つに記載の第１
センサ、及び酵素を有さない適当な構造である第２セン
サからなることを特徴とする植え込み可能のセンサ装置
。 - 【請求項８】 両センサが共通して唯一の対電極及び
補助電極を有することを特徴とする請求項７記載のセン
サ装置。
Applications Claiming Priority (3)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| DE4014109A DE4014109A1 (de) | 1990-05-02 | 1990-05-02 | Elekrochemische bestimmung der sauerstoffkonzentration |
| AT90115421.1 | 1990-08-10 | ||
| EP90115421A EP0470290B1 (de) | 1990-05-02 | 1990-08-10 | Elektrochemisch-enzymatischer Sensor |
Publications (1)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPH04233446A true JPH04233446A (ja) | 1992-08-21 |
Family
ID=40139219
Family Applications (2)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2509355A Pending JPH05509392A (ja) | 1990-05-02 | 1990-07-10 | 酸素濃度の電気化学的測定方法 |
| JP3224844A Withdrawn JPH04233446A (ja) | 1990-05-02 | 1991-08-08 | 電気化学的酵素センサ |
Family Applications Before (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP2509355A Pending JPH05509392A (ja) | 1990-05-02 | 1990-07-10 | 酸素濃度の電気化学的測定方法 |
Country Status (7)
| Country | Link |
|---|---|
| US (1) | US5376244A (ja) |
| EP (2) | EP0527126B1 (ja) |
| JP (2) | JPH05509392A (ja) |
| AU (1) | AU5936290A (ja) |
| DE (2) | DE4014109A1 (ja) |
| DK (1) | DK0470290T3 (ja) |
| WO (1) | WO1991017433A1 (ja) |
Cited By (4)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP2005083873A (ja) * | 2003-09-08 | 2005-03-31 | Mitsubishi Pencil Co Ltd | バイオセンサ |
| JP2009150658A (ja) * | 2007-12-18 | 2009-07-09 | Tdk Corp | 電気化学センサ及び電気化学センサシステム |
| JP2009244188A (ja) * | 2008-03-31 | 2009-10-22 | Tdk Corp | 電気化学センサ及び電気化学センサシステム |
| JP7090305B1 (ja) * | 2020-12-21 | 2022-06-24 | フジデノロ株式会社 | 計測装置及び計測方法 |
Families Citing this family (61)
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|---|---|---|---|---|
| US5593852A (en) | 1993-12-02 | 1997-01-14 | Heller; Adam | Subcutaneous glucose electrode |
| WO1993018394A1 (en) * | 1992-03-11 | 1993-09-16 | Ecotechniek B.V. | Method for calibrating probes |
| GB9211402D0 (en) * | 1992-05-29 | 1992-07-15 | Univ Manchester | Sensor devices |
| DE4314007C2 (de) * | 1993-04-26 | 1999-05-27 | Elbau Elektronik Bauelemente G | Meßelektrodenanordnung |
| EP0644266A1 (de) * | 1993-09-22 | 1995-03-22 | Siemens Aktiengesellschaft | Arbeitselektrode für ekektrodechemisch-enzymatische Sensorsysteme |
| DE4335487C2 (de) * | 1993-10-18 | 2003-12-18 | St Jude Medical | Sauerstoffsensor |
| DE4404130A1 (de) * | 1994-02-09 | 1995-08-10 | Siemens Ag | Elektrochemische Bestimmung der Sauerstoffkonzentration |
| US5494562A (en) * | 1994-06-27 | 1996-02-27 | Ciba Corning Diagnostics Corp. | Electrochemical sensors |
| DE19515524C2 (de) * | 1995-04-27 | 1999-09-09 | Private Uni Witten Herdecke Gm | Verfahren und Vorrichtung zum fortlaufenden Nachweis wenigstens einer Substanz in einem gasförmigen oder flüssigen Gemisch mittels einer Sensorelektrode |
| DE19530376C2 (de) * | 1995-08-18 | 1999-09-02 | Fresenius Ag | Biosensor |
| US5595635A (en) * | 1995-09-08 | 1997-01-21 | The United States Of America As Represented By The Secretary Of The Navy | Apparatus for measuring lead content of water |
| GB2322707B (en) * | 1996-06-17 | 2000-07-12 | Mercury Diagnostics Inc | Electrochemical test device and related methods |
| SE9603569D0 (sv) * | 1996-09-30 | 1996-09-30 | Pacesetter Ab | Electrochemical sensor |
| JP3487396B2 (ja) * | 1997-01-31 | 2004-01-19 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサとその製造方法 |
| JP3394262B2 (ja) | 1997-02-06 | 2003-04-07 | セラセンス、インク． | 小体積インビトロ被検体センサー |
| US6001239A (en) | 1998-09-30 | 1999-12-14 | Mercury Diagnostics, Inc. | Membrane based electrochemical test device and related methods |
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