JPH0654304B2 - Biosensor - Google Patents

Biosensor

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JPH0654304B2
JPH0654304B2 JP61202217A JP20221786A JPH0654304B2 JP H0654304 B2 JPH0654304 B2 JP H0654304B2 JP 61202217 A JP61202217 A JP 61202217A JP 20221786 A JP20221786 A JP 20221786A JP H0654304 B2 JPH0654304 B2 JP H0654304B2
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    • G01N27/00Investigating or analysing materials by the use of electric, electro-chemical, or magnetic means
    • G01N27/26Investigating or analysing materials by the use of electric, electro-chemical, or magnetic means by investigating electrochemical variables; by using electrolysis or electrophoresis
    • G01N27/28Electrolytic cell components
    • G01N27/30Electrodes, e.g. test electrodes; Half-cells
    • G01N27/327Biochemical electrodes electrical and mechanical details of in vitro measurements
    • G01N27/3271Amperometric enzyme electrodes for analytes in body fluids, e.g. glucose in blood

Description

【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明は、種々の微量の生体試料中の特定成分について、試料液を希釈することなく迅速かつ簡易に定量することのできるバイオセンサに関するものである。 DETAILED DESCRIPTION OF THE INVENTION INDUSTRIAL FIELD The present invention includes, for particular components of the biological sample of the various traces is related biosensor capable of quantifying quickly and easily without diluting the sample solution .

従来の技術 従来、血液などの生体試料中の特定成分について、試料液の希釈や撹拌などの操作を行なうことなく高精度に定量する方式としては、第3図に示すようなバイオセンサが提案されている。 Description of the Related Art Conventionally, for a specific component in a biological sample such as blood, as a method to quantify with high precision without performing operations such as dilution or agitation of a sample solution, a biosensor as shown in Figure 3 is proposed ing. このバイオセンサは、絶縁基板15 The biosensor insulating substrate 15
に白金などからなる測定極11と対極12およびそれぞれのリード13,14を埋設し、これらの電極系の露出部を酸化還元酵素および電子受容体を含有する多孔体1 The measuring electrode 11 and the counter electrode 12 and the respective leads 13, 14 made of platinum embedded in porous body 1 exposed portions of the electrode system containing a redox enzyme and an electron acceptor
6と測定妨害物質を別するための過膜10で覆ったものである。 6 and measurement interfering substances is covered with an over-layer 10 to separate the. 試料液を多孔体16上へ滴下すると、試料液に多孔体中の電子受容体が溶解して試料液中の基質との間で酵素反応が進行し、電子受容体が還元される。 When dropping the sample solution onto the porous body 16, the dissolved electron acceptor of the porous body during the sample liquid enzyme reaction proceeds between the substrate in the sample solution, the electron acceptor is reduced. 反応が終了した試料液のうち、血液中の赤血球,白血球のような測定を妨害するような巨大タンパク等を過膜1 Of the sample solution the reaction was completed, the red blood cells in the blood, a large protein such as to interfere with the measurement as leukocyte filtration membrane 1
0で過し、電子受容体、塩類などの低分子量のもののみを含む試料反応液を電極11,12上へ降下させる。 It spent 0, electron acceptor, to lower the sample reaction mixture into the upper electrode 11, 12 includes only those low molecular weight, such as salts.
電極上では前記の還元された電子受容体を電気化学的に酸化し、このとき得られた酸化電流値から、試料液中の基質濃度が求められるものであった。 In the electrode electrochemically oxidizes reduced electron acceptor of the, from the oxidation current value obtained at this time was achieved, the substrate concentration in the sample solution is determined.

発明が解決しようとする問題点 しかしこのような従来の構成では、センサとして一応使用できるが、電極上への試料反応液の降下が不均一になり、電極面が十分に濡れないため、気泡が残留したり、 INVENTION In trying to problems However, such conventional configurations resolution is tentatively be used as a sensor, since the drop of the sample reaction solution onto the electrode becomes non-uniform, the electrode surface is not sufficiently wetted, bubbles residual or,
電極面積が減少するという現象が生じ、測定値が不安定で、再現性が悪かった。 Phenomenon electrode area is reduced occurs, the measured value is unstable, resulting in poor reproducibility.

本発明はこのような問題点を解決するもので、測定極及対極上に吸水性高分子層を設けることにより、安定な液膜層を形成し、安定した測定を可能とすることを目的とするものである。 The present invention is intended to solve such problems, by providing a water-absorbing polymer layer in the measuring electrode 及対 electrode, and aims to form a stable liquid film layer, allows stable measurement it is intended to.

問題点を解決するための手段 この問題点を解決するために、本発明は少なくとも測定極と対極とからなる電極系上に電極面を十分に覆う安定なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けたものである。 To solve means this problem for solving the problems, the present invention is water-absorbing polymer to form a stable gel mixture layer sufficiently cover the electrode surface on the electrode system consisting of at least the measurement electrode and a counter electrode it is provided with a layer. これにより、酵素と電子受容体と試料液の反応が終了した反応液を、前記吸水性高分子層が吸収し、電極上にゲル化した均一な反応液液膜層が形成され、安定な測定を行なうものである。 Thus, a reaction liquid reaction of the enzyme and an electron acceptor and a sample liquid is completed, the water-absorbent polymer layer to absorb, homogeneous reaction mixture liquid film layer gelled is formed on the electrode, a stable measurement it is intended to perform.

水を吸収してゲル化する高分子として、天然高分子類では、デンプン系,セルロース系,アルギン酸系,ガム類,タンパク質系などがあり、合成高分子類では、ビニル系,アクリル酸系,無水マレイン酸系,水性ウレタン系,ポリ電解質系など種々あるが、特に、デンプン系, As polymers which gel by absorbing water, the natural polymers, starch-based, cellulose-based, alginic acid, gums, include proteinaceous, the synthetic polymer include vinyl-based, acrylic-based, anhydrous maleic acid, aqueous urethane, are various and poly electrolyte systems but, in particular, starch-based,
カルボキシメチルセルロース系,ゼラチン系,アクリル酸塩系,ビニルアルコール系,ビニルピロリドン系,無水マレイン酸系のものが好ましい。 Carboxymethylcellulose-based, gelatin, acrylic acid salts, vinyl alcohol, vinyl pyrrolidone, those of maleic acid preferred. これらは、単独または混合物、共重合体であっても良い。 They may be administered alone or in mixtures, may be a copolymer. これらの高分子は容易に水溶液とすることができるので、適当な濃度の水溶液を塗布、乾燥することにより、必要な厚さの薄膜を電極上に直接形成することができるという利点がある。 These polymers can easily be an aqueous solution, applying an aqueous solution of appropriate concentration, followed by drying, there is an advantage that it is possible to form directly a film of required thickness on the electrode.

作 用 この構成により、酸素と電子受容体と試料液とが反応した反応液が電極上へ降下し、電極上の吸水性高分子層に吸収されて、電極上に密接し、電極面を十分に覆ったゲル層が安定に形成されるため、電極の濡れの不均一性や気泡の残留等は解消でき、安定な電気化学的測定ができる。 Enough by work for this configuration, it drops the reaction liquid oxygen and an electron acceptor and a sample liquid is the reaction on the electrode, is absorbed by the water-absorbing polymer layer on the electrode, close to the electrode, the electrode surface since the gel layer which covers the is formed stably, the residual like wetting inhomogeneities and bubbles of the electrode can be eliminated, it is stable electrochemical measurements. さらには、センサへの振動に起因する応答電流の変動をも抑制できるなど、信頼性の高い測定ができるものである。 Furthermore, such can also suppress variation in response current caused by vibration of the sensor, in which it is highly reliable measurement.

実施例 以下、本発明の一実施例について説明する。 Examples will now be described an embodiment of the present invention.

バイオセンサの一例として、グルコースセンサについ説明する。 An example of a biosensor, with described glucose sensor. 第1図は、グルコースセンサの一実施例を示したもので、センサの構造の断面図である。 Figure 1 is an illustration of one embodiment of the glucose sensor is a sectional view of the structure of the sensor. ポリエチレンテレフタレートからなる絶縁性基板8にスクリーン印刷により、導電性カーボンペーストを印刷し、加熱乾燥することにより、測定極6、対極7からなる電極系と、図面では図示していないがリード部とを形成する。 By screen printing on an insulating substrate 8 made of polyethylene terephthalate, by printing a conductive carbon paste, heating drying, measuring electrode 6, an electrode system composed of the counter electrode 7, and although not shown in the drawings leads Form. 次に電極を部分的に覆い、一定の電極面積が得られるように、 Then cover the electrode partially, such that a constant electrode area is obtained,
絶縁性ペーストを前記同様に印刷、乾燥して絶縁層5を形成する。 The same printing an insulating paste and dried to form an insulating layer 5. 多孔体1とポリカーボネイト製で孔径1μの過膜2は、保持枠3,4に保持されている。 Porous body 1 and the filtration membrane 2 in pore size 1μ made of polycarbonate is held by a holding frame 3 and 4. 前記多孔体1は、酸化還元酵素であるグルコースオキシターゼ1 The porous body 1 are glucose oxidase 1 oxidoreductase
00mgと電子受容体としてフェリシアン化カリウム15 Potassium ferricyanide as 00mg and an electron acceptor 15
0mgをリン酸緩衝液(pH5.6)1mlに溶解した液をセルロース紙に含浸、乾燥して作製したものである。 Impregnation solution dissolved in phosphate buffer (pH 5.6) 1 ml of the 0mg to cellulose paper, those produced by drying. 9は本発明による吸水性高分子層であり、カルボキシメチルセルロースの1%水溶液を電極上に直接塗布、乾燥して得たもので、乾燥後の膜厚は2μである。 9 is a water-absorbing polymer layer according to the present invention, applied directly to the electrode 1% aqueous solution of carboxymethyl cellulose, which was obtained by drying, the film thickness after drying is 2.mu..

上記構成のグルコースセンサの多孔体1へ試料液としてグルコース水溶液を滴下し、2分後に測定極6の電位をアノード方向へ. Was added dropwise aqueous glucose solution as a sample liquid to the porous body 1 of the glucose sensor with the configuration described above, the potential of the measuring electrode 6 after 2 minutes to the anode direction. 2V/秒の速度で掃引した。 It was swept at a rate of 2V / sec. 滴下されたグルコースは、多孔体1に担持されたグルコースオキシダーゼの作用で、フェリシアン化カリウムと反応してフェロシアン化カリウムを生成する。 It dropped glucose, by the action of the porous body 1 supported on glucose oxidase, to produce a potassium ferrocyanide by reaction with potassium ferricyanide. この反応の終了した試料反応液が過膜2を透過し、吸水性高分子層9に吸収されて、電極上に密接しかつ電極面積を完全に覆ったフェロシアン化カリウムを含む吸水性高分子による水溶性ゲル層9が形成される。 The sample reaction mixture ended the reaction passes through the filtration membrane 2, is absorbed by the water-absorbing polymer layer 9, water by the water-absorbing polymer containing potassium ferrocyanide was completely covers the closely and electrode area on the electrode sex gel layer 9 is formed. 上記のアノード方向への掃引により、生成したフェロシアン化カリウムがフェリシアン化カリウムに電気化学的に酸化され、酸化電流のピークが得られる。 The sweep of the above anode direction, generate potassium ferrocyanide was is electrochemically oxidized to potassium ferricyanide, the peak oxidation current. この酸化ピーク電流値は試料中のグルコース濃度に対応している。 The oxidation peak current value corresponds to the glucose concentration in the sample.

第2図に、この酸化ピーク電流値とグルコース濃度との関係を示した。 In FIG. 2, showing the relationship between the oxidation peak current value and the glucose concentration. 図中Aは、本発明のカルボキシメチルセルロース薄膜層を設けた場合で、Bは従来例の薄膜層を設けない場合である。 A in the figure is a case in which the carboxymethyl cellulose thin layer of the present invention, B is a case without the thin layer of a conventional example. 各グルコース濃度でそれぞれ5回測定した平均値とバラツキの幅を示している。 It indicates the width of the average value and dispersion measured 5 times respectively in each glucose concentration. Aは良い直線性を示し、各グルコース濃度でのバラツキも小さいが、従来例のBではバラツキが非常に大きく、一部で異常に小さい電流値を示した。 A represents a good linearity, but the variation is small at each glucose concentration, the prior art example of a very large variation in B, shows a part with unusually small current value. このように電流値が小さい場合に電極上の状態を調べると、電極上の濡れが悪く、 Thus examine the state on the electrode when the current value is small, the wetting of the electrode is poor,
電極の一部分しか濡れていない場合か、または電極上及び電極間に気泡が残留している場合であることが分った。 Or if only a portion of the electrode is not wetted, or bubbles between and on the electrodes to the electrodes was found to be the case remaining. 一方、吸水性高分子によるゲル層9を形成させた場合には、過され液量が少量であっても、電極上に安定で流動しにくい液層ができ、気泡の残留も見られず、電極面が完全に濡れていることが分った。 On the other hand, if to form a gel layer 9 by the water-absorbing polymer, even in small quantities and Casa are liquid amount can stably be fluid hardly liquid layer on the electrode, also not observed residual bubble, it was found that the electrode surfaces are completely wetted. また、測定中にセンサを振動させたところ従来例のBでは振動に対応した応答電流の大きな変動が観測されたが、本発明のAではほとんど認められないなど信頼性の高い測定が可能であった。 Moreover, a large variation in the corresponding to the conventional example of a vibration in B was vibrate the sensor during measurement response electric current is observed, a possible measurement with high reliability such as not substantially observed in A of the present invention It was.

本発明の吸水性高分子層は、乾燥状態のもとである一定の膜厚の範囲で有効に作用することが分り、高分子材料によってその範囲は少し異なる。 Resorbable polymeric layer of the present invention is effectively understand to act at a constant film thickness ranging Moto in which in the dry state, that range by polymeric materials is a little different. 例えば、上記カルボキシメチルセルロースの場合、0.5〜50μの膜厚が適当であるが、アクリル酸塩系高分子のアクアキープ10 For example, for the carboxymethylcellulose, the film thickness of 0.5~50μ is appropriate, salts of acrylic acid polymer AQUA KEEP 10
SH(製鉄化学工業(株)製)の場合には、0.1〜2 SH in the case of (Steel Chemical Industry Co., Ltd.) is 0.1 to 2
0μの範囲が適当である。 Range of 0μ is appropriate. 種々検討した結果、安定なゲル層を形成するには、0.1〜100μの範囲が好ましいことが分った。 A result of various studies, in order to form a stable gel layer, it has been found that the range of 0.1~100μ is preferred. 0.1μ以下の膜厚では、液層が流動しやすく安定なゲル層が得られず、また逆に100μよりも厚い膜厚では、試料液が数μ〜数十μの微量の場合、試料液の拡散が不十分でゲル化しない部分が生ずるために不適当であることが分った。 In the following film thickness 0.1 [mu], the liquid layer can not be obtained a stable gel layer tends to flow, and in thickness larger than 100μ in reverse, when a trace amount of sample solution is several μ~ tens mu, sample diffusion of the solution was found to be unsuitable for causing insufficient gelling parts not.

さらに、血液を試料液として前記グルコースセンサで測定した場合にも、安定した値が得られた。 Further, the blood even when measured by the glucose sensor as a sample solution, stable value was obtained. そして図面では図示していないが、過膜2と吸水性高分子層9の間に、セルロース,レーヨン等の親水性多孔体の薄片を保液層として介在させた方が、試料液の過速度がより早くなり、液の吸水性高分子層への吸収も迅速、均一に行なうことができた。 And although not shown in the drawings, between the filtration membrane 2 and the water-absorbing polymer layer 9, cellulose, is preferable to a slice of hydrophilic porous material such as rayon interposed as liquid retaining layer, overspeed of the sample liquid There will more quickly, the absorption of the water-absorbing polymer layer of liquid quickly, it was possible to uniformly perform.

上記実施例では、測定極と対極のみの二極電極系について述べたが、参照極を加えた三電極方式にすれば、より正確な測定が可能である。 In the above embodiment has been described bipolar electrode system of the measuring electrode and the counter electrode only, if the three-electrode system plus a reference electrode, it is possible to more accurate measurements. また、濾過膜、保持枠、多孔体などの形状あるいはその有無についても上記実施例に制限されることはない。 Moreover, filter membrane, holding frame, not to be limited to the above embodiment also the shape or the presence or absence thereof, such as the porous body. さらには、酵素や電子受容体の担持状態についても同様である。 Furthermore is the same for carrying state of the enzyme and electron acceptor.

また、電子受容体としては、上記実施例に用いたフェリシアン化カリウム以外にも、p−ベンゾキノン,フェナジンメトサルフェートなども使用できる。 Further, as the electron acceptor, in addition to potassium ferricyanide used in the above examples, p- benzoquinone, it can be used, such as phenazine methosulfate. さらに、上記実施例のセンサは酵素として、上記実施例のグルコースオキシダーゼ以外のアルコールオキシダーゼ,コレステロールオキシダーゼ等を用いれば、アルコールサンサ、 Furthermore, the sensor of the above embodiment as an enzyme, alcohol oxidase other than glucose oxidase of Example, the use of cholesterol oxidase, alcohol Sansa,
コレステロールセンサなどにも用いることができる。 Or the like can also be used in the cholesterol sensor.

発明の効果 以上のように本発明のバイオセンサは、電極系上に安定なゲル液層を形成する吸水性高分子層を設けることにより、少量の液量でも十分に電極面を濡らす安定なゲル液層を形成し、安定な正確な測定を可能にするという効果が得られる。 The biosensor of the present invention as described above the effect of the invention is stable gel by providing a water-absorbent polymer layer to form a stable gel mixture layer on the electrode system, wetting sufficiently electrode surface even with a small amount of liquid volume forming a liquid layer, the effect is obtained that allows for stable accurate measurement.

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

第1図は本発明の一実施例であるバイオセンサの断面図、第2図はバイオセンサの応答特性図、第3図は従来のバイオセンサの断面図である。 Sectional view of the biosensor FIG. 1 shows an embodiment of the present invention, Figure 2 is the response characteristic chart of the biosensor, FIG. 3 is a sectional view of a conventional biosensor. 1……多孔体、2……過膜、5……絶縁層、6……測定極、7……対極、8……絶縁性基板、9……吸水性高分子層。 1 ...... porous body, 2 ...... filtration membrane, 5 ...... insulating layer, 6 ...... measuring electrode, 7 ...... counter, 8 ...... insulating substrate 9 ...... resorbable polymeric layer.

Claims (4)

    【特許請求の範囲】 [The claims]
  1. 【請求項1】少なくとも測定極と対極とからなる電極系を備え、酵素と電子受容体と試料液の反応に際しての物質濃度変化を電気化学的に前記電極系で検知し、前記試料液中の基質濃度を測定するバイオセンサであって、前記電極系上に安定なゲル液層を形成する吸水性高分子層を形成したことを特徴とするバイオセンサ。 1. A comprising at least measuring electrode and the electrode system consisting of a counter electrode, a substance concentration change in the reaction of the enzyme and the electron acceptor and the sample was detected electrochemically the electrode system, the sample solution a biosensor for measuring a substrate concentration, biosensors, characterized in that the formation of the water-absorbent polymer layer to form a stable gel mixture layer on the electrode system.
  2. 【請求項2】吸水性高分子層の厚さが、0.1〜100 The thickness of 2. A water-absorbing polymer layer is from 0.1 to 100
    μである特許請求の範囲第1項記載のバイオセンサ。 Biosensors ranging first claim of a μ claims.
  3. 【請求項3】吸水性高分子が、デンプン系、カルボキシメチルセルロース系、ゼラチン系、アクリル酸塩系、ビニルアルコール系、ビニルピロリドン系、無水マレイン酸系からなる群のいずれかもしくはそれらの混合物である特許請求の範囲第1項記載のバイオセンサ。 3. A water-absorbing polymer, starch-based, carboxymethyl cellulose-based, gelatin, acrylic acid salts, vinyl alcohol, vinyl pyrrolidone, and either or mixture thereof of the group consisting of maleic acid biosensor range described first term of the claims.
  4. 【請求項4】吸水性高分子層の上に親水性の多孔体からなる保液層を設けた特許請求の範囲第1項記載のバイオセンサ。 4. A biosensor ranging first claim of claims provided with a liquid retaining layer made of a hydrophilic porous body on the water-absorbing polymer layer.
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