JPH05312760A - Biosensor - Google Patents

Biosensor

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Publication number
JPH05312760A
JPH05312760A JP14633592A JP14633592A JPH05312760A JP H05312760 A JPH05312760 A JP H05312760A JP 14633592 A JP14633592 A JP 14633592A JP 14633592 A JP14633592 A JP 14633592A JP H05312760 A JPH05312760 A JP H05312760A
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JP
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Application
Patent type
Prior art keywords
substance
under
test
discrimination
disturbing
Prior art date
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Pending
Application number
JP14633592A
Other languages
Japanese (ja)
Inventor
Yukihiro Fukuda
Toshio Oguro
Hiroyuki Tsuboi
宏之 坪井
利雄 小黒
幸弘 福田
Original Assignee
Toto Ltd
東陶機器株式会社
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Abstract

PURPOSE: To obtain a biosensor wherein, when glucose or the like in urine is measured, it can be measured with high accuracy by excluding the influence of a disturbing substance such as ascorbic acid or the like.
CONSTITUTION: Inside a measuring chamber 40, a discrimination lays 6 which has carried and held a biological substance is formed on an action pole 5. When the measuring chamber 40 is filled with a solution under test, a substance under test in the solution under test is reacted biochemically with the biological substance on the discrimination layer 6; the substance under test is measured on the basis of an electrical change amount which is caused across electrodes due to the reaction. In addition, a gate electrode 20 is installed on the entrance side of the measuring chamber 40; a prescribed voltage is applied to the gate electrode 20; a potential barrier is formed. The potential barrier acts in such a way that an electrifiable disturbing substance in the solution under test is not brought close to the discrimination layer 6, and excludes the influence of the disturbing substance.
COPYRIGHT: (C)1993,JPO&Japio

Description

【発明の詳細な説明】 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION

【0001】 [0001]

【産業上の利用分野】本発明は、被測定溶液中の被測定物質と生体物質との生物化学反応に伴う電気変化量を測定することにより被測定物質を測定するバイオセンサに関するものである。 The present invention relates to relates to a biosensor for measuring a test substance by measuring the electrical change due to biochemical reaction between the subject substance and the biological substance to be measured in solution.

【0002】 [0002]

【従来の技術】従来、この種のバイオセンサとして、例えば、特開昭61−50262号公報に示す平板型のバイオセンサが知られている。 Conventionally, as a biosensor of this kind, for example, biosensor plate type shown in JP-A-61-50262 are known. すなわち、図8に示すように、平板型のバイオセンサ100は、セラミックス基板101と、このセラミックス基板101上に形成された作用極103及び対極105と、上記作用極103と対極105との間を絶縁する絶縁層108と、上記作用極103上に、生体物質を担持したゲル状物質を塗布形成した識別層107と、上記作用極103及び対極105 That is, as shown in FIG. 8, the biosensor 100 of the flat plate type, a ceramic substrate 101, and this effect is formed on the ceramic substrate 101 on pole 103 and the counter electrode 105, between the working electrode 103 and counter electrode 105 an insulating layer 108 for insulating, on the working electrode 103, and the identification layer 107 and the gel material carrying biological material is formed by coating, the working electrode 103 and counter electrode 105
の端子部109,111にそれぞれ接続され、その間の電流値を測定する電気測定部(図示省略)とを備えており、上記識別層107側が感応部113となっている。 Are each the terminal portions 109, 111 connected, and an electric measuring unit (not shown) that measures between current value, the identification layer 107 side is a sensitive part 113.

【0003】上記バイオセンサ100は、識別層107 [0003] The biosensor 100, the identification layer 107
の生体物質を種々に変更することにより、それと反応する被測定物質を測定することができる。 By changing the biological material in various therewith can measuring a test substance that reacts. 例えば、生体物質にグルコースオキシターゼを用いると、グルコースを測定するグルコースセンサとなる。 For example, the use of glucose oxidase in biological material, a glucose sensor for measuring glucose.

【0004】上記バイオセンサ100をグルコースセンサに適用した場合の測定方法について説明する。 [0004] measurement method will be described in the case where the biosensor 100 is applied to the glucose sensor. このバイオセンサ100を用いて尿中のグルコースを測定するには、バイオセンサ100の感応部113を尿に浸漬するか、作用極103及び対極105に尿をかける。 With this biosensor 100 to measure glucose in urine, or immersing the sensitive part 113 of the biosensor 100 in the urine, applying urine to the working electrode 103 and counter electrode 105. これにより、尿中に含まれているグルコースが識別層107 Thus, the glucose contained in the urine identification layer 107
中のグルコースオキシターゼの触媒作用により酸化して、グルコノラクトンと過酸化水素とに分解する。 Is oxidized by the catalytic action of glucose oxidase in, decompose and gluconolactone and hydrogen peroxide. この反応に伴う電流値を電気測定部で測定することにより、 By measuring the current caused by the reaction in the electrical measurement unit,
グルコースが測定される。 Glucose is measured.

【0005】 [0005]

【発明が解決しようとする課題】ところで、尿には、通常、ナトリウムやカリウムイオン等のイオン性物質や、 [SUMMARY OF THE INVENTION Incidentally, in the urine, usually, an ionic substance such as sodium or potassium ion,
アスコルビン酸等の還元性をもつ物質が存在する。 There are substances having a reducing property such as ascorbic acid. こうしたイオン性及び還元性の物質は、識別層107に担持された生体物質による生物化学反応に影響を及ぼしたり、生体化学反応とは無関係に作用極103に電流を通じさせるような妨害物質として作用する。 Such ionic and reducing substances, acts or influences the biochemical reaction by carrying biological material in the identification layer 107, as interfering substance, such as establishing communication independent of current to the working electrode 103 and the biological chemistry . このため、尿からグルコースを直接測定しようとしても、誤った測定結果となったり、測定不能であるという問題があった。 For this reason, as well as trying to directly measure the glucose from the urine, or a result of erroneous measurement, there is a problem that it is impossible to measure.

【0006】これを解決するために、従来、被測定溶液中の妨害物質を前処理にて除去することにより対処しており、その作業が煩雑であった。 [0006] In order to solve this problem, conventionally, have been addressed by removing at pretreatment of the interfering substances to be measured in solution, the work is complicated.

【0007】本発明は、上記従来の技術を解決することを課題とするものであり、被測定溶液中の妨害物質の影響を排除し、被測定物質を高い精度で測定することができるバイオセンサを提供することを目的とする。 [0007] The present invention has an object to solve the above conventional art, the biosensor capable of eliminating the influence of interfering substances to be measured in solution, to measure the substance to be measured with high precision an object of the present invention is to provide a.

【0008】 [0008]

【課題を解決するための手段】上記課題を解決するためになされた本発明は、被測定溶液中の被測定物質と生体物質との生物化学反応に伴う電気変化量を測定することにより被測定物質を測定するバイオセンサにおいて、1 Means for Solving the Problems] The present invention was made in order to solve the above-measured by measuring the electrical change due to biochemical reaction between the subject substance and the biological substance in a solution to be measured biosensor for measuring a substance, 1
対の電極と、該電極の一方の表面に形成され、かつ上記生体物質を担持した識別層と、この識別層の周囲に設けられ、被測定溶液中の帯電物質を反発させる電位障壁を形成する電圧が印加されるゲート電極と、を備えたことを特徴とする。 A pair of electrodes, formed on one surface of the electrode, and the aforementioned biological material carrying identification layer is provided around the identification layer, to form a potential barrier to repel the charged substance to be measured in solution characterized by comprising a gate electrode to which a voltage is applied, the.

【0009】 [0009]

【作用】本発明のバイオセンサは、1対の電極のうちの一方に生物物質を担持した識別層を形成している。 The biosensor of the effects of the present invention forms a discriminating layer carrying the biological material to one of a pair of electrodes. このバイオセンサを被測定溶液に浸漬すると、上記生物物質と被測定溶液中の被測定物質とが生物化学反応し、この反応に伴う電極間に発生する電気変化量に基づいて被測定物質が測定される。 When immersing the biosensor to be measured solution, and the measured material of the biological material and the measured solution is biochemical reactions, the material to be measured based on the electrical change amount generated between the electrodes caused by the reaction is measured It is. また、本発明では、識別層を囲むように、ゲート電極が設けられており、該ゲート電極には、所定の電圧が印加されて電位障壁が形成されている。 In the present invention, so as to surround the identification layer, the gate electrode is provided, the said gate electrode, a predetermined voltage is applied to the potential barrier is formed. この電位障壁は、被測定溶液中の帯電物質が識別層に接近しないように作用する。 The potential barrier acts as a charged substance to be measured in solution is not close to the discriminating layer. したがって、帯電物質が生物物質と被測定物質との生物化学反応に影響を及ぼしたり、該反応とは無関係に作用極へ電流を通じさせる等の妨害を起こさない。 Therefore, the charging material does not cause interference, such as establishing communication current to independent working electrode and exert or, the reaction effect on the biochemical reactions of biological material and the substance to be measured. よって、本バイオセンサは、帯電物質の影響を受けないで被測定物質を正確に測定できる。 Thus, the present biosensor can accurately measure the substance to be measured without the influence of the charging material.

【0010】 [0010]

【実施例】以上説明した本発明の構成・作用を一層明らかにするために、以下本発明の好適な実施例について説明する。 To further clarify the configuration and operation of the present invention described EXAMPLES above, it will be described a preferred embodiment of the present invention follows.

【0011】図1はバイオセンサの感応部の平面図を示し、図2は図1のII−II線に沿った断面図である。 [0011] Figure 1 shows a plan view of a sensitive part of the biosensor, FIG. 2 is a sectional view taken along line II-II of Figure 1.
バイオセンサの感応部1は、絶縁性基板3と、絶縁性基板3上に積層された作用極5と、作用極5上に積層され、生体物質を担持した識別層6と、上記絶縁性基板3 Sensitive part 1 of the biosensor includes an insulating substrate 3, the working electrode 5 laminated on the insulating substrate 3 is laminated on the working electrode 5, the identification layer 6 carrying the biological material, the insulating substrate 3
及び作用極5上に積層され、窓部9を有する絶縁層11 And laminated on the working electrode 5, the insulating layer 11 having a window portion 9
と、絶縁層11の窓部9の上部側に形成され、開口21 When formed on the upper side of the window portion 9 of the insulating layer 11, openings 21
を有するゲート電極20と、絶縁層11上に形成された対極30とを備えており、上記窓部9及び識別層6の上面とに囲まれるスペースが測定室40となっている。 A gate electrode 20 having, and a counter electrode 30 formed on the insulating layer 11, the space surrounded by the upper surface of the window 9 and the identification layer 6 is in the measuring chamber 40.

【0012】上記識別層6は、被測定溶液中の被測定物質と生物化学反応する生体物質を担持した層であり、例えば、グルコースオキシターゼをゾル状のセルロースで担持して乾燥固化した層である。 [0012] The identification layer 6 is a layer carrying the biological material to be measured substance and biochemical reactions of the measured solution, for example, a layer obtained by drying and solidifying the glucose oxidase was carried by sol cellulose . 上記作用極5及び対極30は、被測定溶液に浸漬される検出部5a,30a The working electrode 5 and counter electrode 30, the detection unit 5a which is immersed in the sample solution, 30a
と、端子部5b,30bと、検出部5a,30aと端子部5b,30bとの間をそれぞれ接続する配線部5c, When the terminal portions 5b, 30b and the detection unit 5a, 30a and the terminal portions 5b, the wiring portion 5c for connecting respectively between 30b,
30cとから形成されている。 It is formed from 30c. また、ゲート電極20 The gate electrode 20
は、ゲート部20a、端子部20b及び配線部20cから形成されている。 The gate portion 20a, and is formed from the terminal portion 20b and the wiring portion 20c. 上記作用極5と対極30の端子部5 Terminal portions 5 of the working electrode 5 and counter electrode 30
b,30b及びゲート電極20の端子部20bは、電気測定部(図示省略)に接続されている。 b, the terminal portions 20b and 30b and the gate electrode 20 is connected to an electrical measuring unit (not shown). この電気測定部は、ゲート電極20に所定電圧を印加しつつ、作用極5 The electrical measurement unit, while applying a predetermined voltage to the gate electrode 20, working electrode 5
と対極30との間に流れる電流を測定するものである。 That measures the current flowing between the counter electrode 30.

【0013】次に上記バイオセンサの感応部1の製造工程について図3にしたがって説明する。 [0013] will be described with reference to FIG. 3 for the manufacturing process of the sensing portion 1 of the biosensor. (1) 絶縁性基板3の形成工程(図3(A)) まず、絶縁性基板3を形成する。 (1) step of forming the insulating substrate 3 (FIG. 3 (A)) First, the insulating substrate 3. この絶縁性基板3の形成工程として、ガラスや樹脂またはそれらの複合材料からなる板材を切り出すか、あるいはセラミックスのグリーンシートを焼成する方法を採用することができる。 This as a step of forming the insulating substrate 3, it is possible to employ a method of firing or cutting a plate made of glass or resin or a composite material thereof, or the ceramic green sheet.

【0014】(2) 作用極5及び対極30の形成工程(図3(B)) 絶縁性基板3上に作用極5を形成する。 [0014] (2) Step of Forming working electrode 5 and counter electrode 30 (FIG. 3 (B)) to form a working electrode 5 on the insulating substrate 3. 作用極5の形成工程として、周知の厚膜印刷法、蒸着法、スパッタリング法等を採用することができる。 As process of forming the working electrode 5, it is possible to employ well-known thick-film printing method, an evaporation method, a sputtering method, or the like. 作用極5の材料としては、金、白金、パラジウム、銀、チタン、アルミニウム、亜鉛、ニッケル、スズ等及びそれらの合金を用いることができる。 As the material of the working electrode 5, it is possible to use gold, platinum, palladium, silver, titanium, aluminum, zinc, nickel, tin and alloys thereof. なお、対極30も、絶縁性基板3上に形成する。 Incidentally, the counter electrode 30 is also formed on the insulating substrate 3. 対極30の形成工程としては、上述した作用極5と同様な厚膜印刷法等を採用することができる。 The step of forming the counter electrode 30, it is possible to adopt a similar thick-film printing method or the like and the working electrode 5 described above. なお、対極30は、作用極5と同時に絶縁性基板3上に形成するほか、棒状の電極に形成したり、別の絶縁性基板や支持体に形成してもよい。 Incidentally, the counter electrode 30, in addition to be formed on the working electrode 5 simultaneously with the insulating substrate 3, or bar-shaped electrode may be formed on another insulating substrate and support.

【0015】(3) 絶縁層11の形成工程(図3 [0015] (3) formation of the insulating layer 11 step (FIG. 3
(C)) 絶縁性基板3及び作用極5上に絶縁層11を積層する。 (C)) laminating the insulating layer 11 on the insulating substrate 3 and the working electrode 5.
絶縁層11の形成工程として、絶縁材料からなる板材を形成しこれを接着することにより形成する方法、溶融樹脂を所定厚さだけ塗布して層を形成する方法、蒸着法またはCVD法により絶縁材料を所定厚さ堆積させて形成する方法等を採用することができる。 As a step of forming the insulating layer 11, a method of forming by bonding them form a plate member made of an insulating material, a method of forming a layer by coating a molten resin by a predetermined thickness, the insulating material by an evaporation method or a CVD method can be adopted a method in which formed by depositing a predetermined thickness. 絶縁層11の材料としては、例えばガラス、セラミックスまたは樹脂、あるいはこれらの複合材料を用いることができる。 As the material of the insulating layer 11 may be, for example, glass, ceramics or resin, or a composite material thereof. このとき、絶縁層11は、絶縁性基板3と同じ材料で形成することが望ましい。 At this time, the insulating layer 11 is preferably formed of the same material as the insulating substrate 3. これは、絶縁層11と絶縁性基板3との接合性が向上するからである。 This is because to improve the bonding strength between the insulating layer 11 and the insulating substrate 3.

【0016】(4) ゲート電極20の形成工程(図3 [0016] (4) of the gate electrode 20 forming step (FIG. 3
(D)) 絶縁層11上にゲート電極20を形成する。 (D)) to form a gate electrode 20 on the insulating layer 11. ゲート電極20の形成工程として、作用極5と同様な方法、つまり、厚膜印刷法、スパッタリング、蒸着法等を採用することができる。 As a step of forming the gate electrode 20, a method similar to working electrode 5, i.e., it can be adopted thick film printing method, a sputtering, an evaporation method, or the like. ゲート電極20の開口21は、図1のように正方形のほかに、円形、多角形、スリット状、または格子状に形成してもよい。 Opening 21 of the gate electrode 20, in addition to the square as shown in FIG. 1, a circular, polygonal, or may be formed in a slit shape, or a grid. ゲート電極20の材料としては、金、白金、パラジウム、銅、鉄、銀、チタン、アルミニウム、亜鉛、ニッケル、スズ、及びそれらの合金を用いることができる。 As a material of the gate electrode 20, it is possible to use gold, platinum, palladium, copper, iron, silver, titanium, aluminum, zinc, nickel, tin, and alloys thereof.

【0017】(5) 測定室40の形成工程(図3 [0017] (5) Formation of the measuring chamber 40 step (FIG. 3
(E)) ゲート電極20の開口21を通じて、作用極5を露出させるように絶縁層11の一部を除去することにより測定室40を形成する。 (E)) through the opening 21 of the gate electrode 20, to form a measuring chamber 40 by removing part of the insulating layer 11 to expose the working electrode 5. 測定室40の形成工程として、フォトレジスト法によりマスクを形成し、エッチング等により形成する方法を採用することができる。 As a step forming a measuring chamber 40, can be a mask is formed by a photoresist method, to adopt a method of forming by etching or the like. なお、測定室40の形成工程として、窓部9を有する絶縁層11を形成し、これを絶縁性基板3に積層することにより、上記窓部9が測定室40となる方法を採用してもよい。 Note that in steps forming the measuring chamber 40, an insulating layer 11 having a window portion 9, by laminating it to the insulating substrate 3, be adopted a method in which the window 9 is measuring chamber 40 good.

【0018】(6) 識別層6の形成工程 測定室40を形成した後に、作用極5上に識別層6を形成する。 [0018] (6) after forming the forming process measuring chamber 40 of the identification layer 6, to form the identification layer 6 on the working electrode 5. 識別層6には、被測定物質と生物化学反応して、酸素または過酸化水素等を発生する生体物質を担持させる。 The identification layer 6 is to the substance to be measured and biochemical reactions, supporting the biological material to generate oxygen or hydrogen peroxide. 識別層6に生体物質を担持させる工程として、 As a step of carrying the biological material in the identification layer 6,
周知の方法を適用することができ、例えば、生体物質を高分子マトリックス中に包括させる包括法、生物物質と共有結合する物質を用いて固定化する共有結合法、不溶性の膜に生体物質を吸着させる吸着法等を採用することができる。 Can be applied with known methods, such as adsorption entrapping method which encompasses the biological material in a polymer matrix, covalent binding method of immobilizing a substance covalently bound to the biological material, the biological material to the membrane insoluble it can be employed adsorption method or the like for. ここでは、識別層6は、測定室40の底に形成されるので、生体物質を担持したゾル状高分子体を形成し、このゾル状高分子体を作用極5の検出部5aに摘下することにより好適に形成できる。 Here, the identification layer 6, since it is formed in the bottom of the measuring chamber 40, to form a sol polymer compound carrying biological material, dripped the sol polymer body detection unit 5a of the working electrode 5 It can be suitably formed by. 生体物質としては、各種の酵素のほかに、微生物等を用いることができ、これに対応した被測定物質を測定することができる。 The biological material, in addition to various enzymes, can be used microorganisms, it is possible to measure the substance to be measured corresponding thereto.

【0019】次に上記バイオセンサによる測定方法及び作用について説明する。 [0019] Next will be described a method for measuring and action by the biosensor. まず、作用極5と対極30との間に所定の電極間電圧を印加すると共に、ゲート電極2 First, the application of a voltage between predetermined electrodes between the working electrode 5 and counter electrode 30, the gate electrode 2
0にも、妨害物質を排除するための電位障壁を形成する所定のゲート電圧を印加する。 0 also applies a predetermined gate voltage for forming a potential barrier to exclude interfering substances. この状態にて、バイオセンサの感応部1を被測定溶液に浸漬する。 In this state, immersing the sensitive part 1 of the biosensor to be measured solution. 被測定溶液は、ゲート電極20の開口21を通じて、測定室40内に満たされ、作用極5と対極30とが導通する。 Measured solution, through the opening 21 of the gate electrode 20 is filled into the measurement chamber 40, to conduct and the working electrode 5 and counter electrode 30. 測定室40内に満たされた被測定溶液中の被測定物質は、識別層6に担持した生体物質の触媒作用により生物化学反応を行なって、酸素を消費したり、過酸化水素を発生する。 Subject substance to be measured solution filled in the measurement chamber 40 performs a biochemical reaction by the catalytic action of carrying the identification layer 6 biological material, or consume oxygen to produce hydrogen peroxide. この反応に伴う変化により作用極5と対極30には電流が流れ、この電流に基づいて被測定物質を測定することができる。 The change associated with the reaction current flows through the working electrode 5 and counter electrode 30, it is possible to measure the material to be measured on the basis of this current. この測定において、この被測定溶液に、 In this measurement, this measured solution,
被測定物質のほかに、イオン性物質や還元性物質等の帯電している妨害物質が含まれていても、上記生物化学反応には影響を与えない。 In addition to the subject substance, also contain interfering substances are charged such as an ion and reducing materials, it does not affect the above biochemical reactions. すなわち、ゲート電極20には、所定のゲート電圧が印加されて開口21の周辺に電位障壁が形成されており、この電位障壁が妨害物質を測定室40の下部に位置する識別層6に達しないように作用する。 That is, the gate electrode 20, a predetermined gate voltage is applied are potential barrier around the opening 21 is formed, the potential barrier does not reach the discriminating layer 6 located interfering substances at the bottom of the measuring chamber 40 It acts to. したがって、ゲート電極20の電位障壁が、妨害物質による生物化学反応への影響を排除し、被測定物質の正確な測定を行なうことができる。 Therefore, the potential barrier of the gate electrode 20, by eliminating the influence of the biochemical reactions by interfering substances, it is possible to perform an accurate measurement of the material to be measured.

【0020】また、ゲート電極20の開口21をスリット状や格子状に形成した場合には、電位障壁を一層均一で安定した分布に形成することができるので、妨害物質の排除の効果を高めることができる。 Further, when the opening 21 of the gate electrode 20 is formed in a slit shape or lattice shape, they are possible to form a potential barrier to the more uniform stable distribution, to enhance the effect of the elimination of interfering substances can.

【0021】<実験例>次に、上記ゲート電極20による妨害物質の排除の効果を調べるために、以下の実験を行なった。 [0021] <Experimental Example> Next, in order to investigate the effect of elimination of interfering substances by the gate electrode 20, the following experiment was conducted.

【0022】バイオセンサの感応部1は、以下の工程により作成した。 The sensitive part 1 of the biosensor was prepared by the following steps. まず、絶縁性基板3をガラス基板にて、 First, an insulating substrate 3 with a glass substrate,
縦50mm×横50mm×厚さ1mmの大きさに形成した。 Vertical 50 mm × horizontal 50 mm × thickness of 1mm was formed in a size. 次に、フォトレジストによりマスクを形成し、マスクがされていない絶縁性基板3上に蒸着法を用いてPt Next, a mask is formed by a photoresist, by vapor deposition on an insulating substrate 3 not been masked Pt
を厚さ0.3μmに蒸着させて作用極5を形成した。 To form a working electrode 5 is evaporated to a thickness 0.3 [mu] m. 作用極5の検出部5aの大きさは、縦2mm×横2mmである。 The size of the detection unit 5a of the working electrode 5 is a vertical 2 mm × horizontal 2 mm. 次に、ポリイミド樹脂(東レ社製:商品名フォトニース)を絶縁性基板3上に厚さ3μmに塗布することにより絶縁層11を形成した。 Next, a polyimide resin: the formation of the insulating layer 11 by coating (Toray Industries, Inc., trade name PHOTONEECE) thick 3μm on the insulating substrate 3. 続いて、絶縁層11上に開口21を有するようにゲート電極20を蒸着法等により厚さ0.5μmに形成した。 It was then formed to a thickness of 0.5μm by vapor deposition or the like of the gate electrode 20 so as to have an opening 21 on the insulating layer 11. その後、ゲート電極20 Thereafter, the gate electrode 20
及び絶縁層11上にフォトレジスト法によりマスクを形成し、マスクされていないゲート電極20の開口21を通じて絶縁層11の部分をエッチングして測定室40を形成した。 And a mask is formed by a photoresist method on the insulating layer 11, to form a measuring chamber 40 by etching the portions of insulating layer 11 through the opening 21 of the gate electrode 20 that is not masked. 次に、グルコースオキシターゼをアルブミンに溶かしてゾル化し、このゾル化した物質を摘下して乾燥させることにより、識別層6を形成した。 Next, glucose oxidase solated dissolved in albumin and dried by dripped the sol material was formed a discriminating layer 6.

【0023】次に、被測定物質及び妨害物質を含んだ被測定溶液(試料溶液)にバイオセンサの感応部1を浸漬して、被測定物質の測定及び妨害物質の影響を調べた。 Next, by immersing the sensitive part 1 of the biosensor to be measured solution containing the substance to be measured and interfering substances (sample solution), we investigated the effect of measurement and interfering substances of a measured substance.

【0024】このときの実験条件として、以下の条件を採用した。 [0024] as the experimental conditions at this time, it has adopted the following conditions. 被測定溶液の被測定物質として、グルコースを用い、妨害物質として、アスコルビン酸を用いた。 As the substance to be measured in the measurement solution, a glucose, as an interfering substance was used ascorbic acid. そして、試料溶液に対して、ゲート電極20に0.2Vまたは0.4Vのゲート電圧VG を印加した場合及び印加しない場合の3つの場合について調べた。 Then, the sample solution was examined for the three cases when not the case and applied to apply a gate voltage VG of 0.2V or 0.4V to the gate electrode 20.

【0025】本実験の結果を図7に示す。 [0025] The results of this experiment are shown in Figure 7. 図7の縦軸は検出電流値(μA)、横軸はグルコース濃度(mg/d Vertical axis detected current value in FIG. 7 (μA), the abscissa glucose concentration (mg / d
l)をそれぞれ示す。 Show l), respectively. その結果より、以下のことが分かった。 As a result from, it was found that the following. (1) 適当なゲート電圧VG を印加することにより、 (1) by applying an appropriate gate voltage VG,
アスコルビン酸の影響による検出電流が減少し、つまり、アスコルビン酸の影響によるノイズを低減できる。 Detection current due to the effect of ascorbic acid is reduced, i.e., the noise can be reduced due to the influence of ascorbic acid. (2) アスコルビン酸の影響を除くことにより、直線性のあるダイナミックレンジを広げることができた。 (2) by removing the influence of ascorbic acid, it was possible to extend the dynamic range of linearity. この直線部を用いることにより、グルコース濃度を検出電流値に基づいて正確に測定することができることが分かった。 By using this straight line portion was found to be capable of accurately measuring the basis the glucose concentration in the detected current value.

【0026】なお、この発明は上記実施例に限られるものではなく、その要旨を逸脱しない範囲において種々の態様において実施することが可能であり、例えば次のような変形も可能である。 [0026] The present invention is not limited to the above embodiments, the without departing from the spirit and scope may be reduced to practice in various embodiments, it is also possible for example, the following modifications.

【0027】(1) 図1に示す実施例においては、ゲート電極20を1つだけ設けたが、これに限らず、複数のゲート電極を設けてよい。 [0027] (1) In the embodiment shown in Figure 1, is provided with the gate electrode 20 only one is not limited thereto, it may be provided a plurality of gate electrodes. すなわち、図4及び図5に示す実施例は、2つのゲート電極を設けた例であり、第1のゲート電極20上に絶縁層13を形成し、この絶縁層13上に開口23を有する第2のゲート電極22を形成した例である。 That is, the embodiment shown in FIGS. 4 and 5, an example in which two gate electrodes, the insulating layer 13 is formed over the first gate electrode 20, first has an opening 23 on the insulating layer 13 it is an example of forming a second gate electrode 22. この実施例においては、第1のゲート電極20と第2のゲート電極22とを異なった電位に設定して電位障壁を形成すれば、種々の妨害物質を選択的に排除することが可能となる。 In this embodiment, it is possible to the first gate electrode 20 is set to a second different potential and a gate electrode 22 of the by forming the potential barrier, to selectively eliminate various interfering substances .

【0028】(2) 図1に示す実施例では、測定室4 [0028] (2) In the embodiment shown in FIG. 1, the measuring chamber 4
0の底に識別層6を形成すると共に、測定室40の上部に平板状のゲート電極20を形成したが、識別層6に対する電位障壁を形成するゲート電極であればその配置は問わない。 0 bottom to form the identification layer 6 of has formed a plate-shaped gate electrode 20 on top of the measuring chamber 40, the arrangement is not limited as far as the gate electrode for forming a potential barrier for the identified layer 6. 例えば、図6に示すように、棒状の作用極5 For example, as shown in FIG. 6, the action of the rod-shaped electrode 5
1及び対極53を支持板55に支持し、上記作用極51 1 and the counter electrode 53 is supported by the support plate 55, the working electrode 51
の外周に識別層57を形成し、この識別層57の周囲に、網を筒状にしたゲート電極59で覆ってもよい。 Periphery to form an identification layer 57, around the identification layer 57 may be covered with the gate electrode 59 in which the web into a tubular shape. この構成によれば、識別層57の被測定溶液に対する接触面積を大きくとれるので、測定時間を短縮することができるという効果がある。 According to this configuration, since made large contact area with respect to the sample solution of the identification layer 57, there is an effect that it is possible to shorten the measurement time.

【0029】(3) また、図1に示すように、ゲート電極20の開口21が狭く、被測定溶液が測定室40に満たされにくい場合には、開口21の内周部等にポリ酢酸ビニル等の高分子材料を塗布形成してもよい。 [0029] (3) Further, as shown in FIG. 1, a narrow opening 21 of the gate electrode 20, when the sample solution is hardly filled in the measuring chamber 40, polyvinyl acetate in an inner circumferential portion or the like of the opening 21 polymeric material such as may be applied form.

【0030】 [0030]

【発明の効果】以上説明したように本発明によれば、識別層の周囲にゲート電極を形成し、このゲート電極への電圧印加により電位障壁を形成し、この電位障壁が被測定溶液中の帯電物質に対して、識別層に接近させないように作用する。 According to the present invention as described in the foregoing, the gate electrode formed around the identification layer, by applying a voltage to the gate electrode to form a potential barrier, the potential barrier in the solution to be measured the charging material, and acts so as not to approach the identification layer. したがって、妨害物質が生物物質と被測定物質との生物化学反応に影響を及ぼしたり、該生物化学反応と無関係に電極間に電流を流すように作用しないので、被測定物質を正確に測定できる。 Therefore, it affects the biochemical reaction with the interfering substances biological material and the substance to be measured, does not act as a current flows between the independent and organism reactions electrode can accurately measure the material to be measured.

【図面の簡単な説明】 BRIEF DESCRIPTION OF THE DRAWINGS

【図1】本発明の一実施例にかかるバイオセンサの感応部を示す平面図。 Plan view of a sensitive part of such a biosensor to an embodiment of the present invention; FIG.

【図2】図1のII−II線に沿った断面図。 2 is a cross-sectional view taken along line II-II of Figure 1.

【図3】同実施例にかかるバイオセンサの感応部の製造工程を説明する説明図。 Figure 3 is an explanatory view illustrating a process of producing the sensitive part of the biosensor according to the embodiment.

【図4】他の実施例にかかるバイオセンサの感応部を示す平面図。 Figure 4 is a plan view showing a sensitive part of the biosensor according to another embodiment.

【図5】図4のV−V線に沿った断面図。 5 is a sectional view taken along line V-V in FIG.

【図6】さらに他の実施例にかかるバイオセンサの感応部を示す斜視図。 6 is a perspective view showing a sensitive part of the biosensor according to still another embodiment.

【図7】本発明の実施例における実験結果を示すグラフ。 Figure 7 is a graph showing experimental results in Example of the present invention.

【図8】従来のバイオセンサの感応部を示す斜視図。 8 is a perspective view showing a sensitive part of the conventional biosensor.

【符号の説明】 DESCRIPTION OF SYMBOLS

1…感応部 3…絶縁性基板 5…作用極 5a…検出部 5b…端子部 5c…配線部 6…識別層 9…窓部 11…絶縁層 20…ゲート電極 20a…ゲート部 20b…端子部 20c…配線部 21…開口 22…第2のゲート電極 30…対極 40…測定室 51…作用極 53…対極 55…支持板 57…識別層 59…ゲート電極 65…識別層 1 ... sensitive part 3 ... insulating substrate 5 ... working electrode 5a ... detection unit 5b ... terminal part 5c ... wiring portion 6 ... identification layer 9 ... window part 11: insulating layer 20: Gate electrode 20a ... gate unit 20b ... terminal portion 20c ... wiring portion 21 ... opening 22 ... second gate electrode 30 ... counter 40 ... measuring chamber 51 ... working electrode 53 ... counter electrode 55 ... supporting plates 57 identified layer 59 ... gate electrode 65 ... identification layer

Claims (1)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】 被測定溶液中の被測定物質と生体物質との生物化学反応に伴う電気変化量を測定することにより被測定物質を測定するバイオセンサにおいて、 1対の電極と、 該電極の一方の表面に形成され、かつ上記生体物質を担持した識別層と、 この識別層の周囲に設けられ、被測定溶液中の帯電物質を反発させる電位障壁を形成する電圧が印加されるゲート電極と、 を備えたことを特徴とするバイオセンサ。 1. A biosensor for measuring a test substance by measuring the electrical change due to biochemical reaction between the subject substance and the biological substance to be measured in solution, a pair of the electrode, of the electrode is formed on one surface, and the identification layer carrying the biological material, is provided around the identification layer, and a gate electrode voltage to form a potential barrier to repel the charged substance of the measured solution is applied , biosensor, comprising the.
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