JPH0676984B2 - バイオセンサ - Google Patents
バイオセンサInfo
- Publication number
- JPH0676984B2 JPH0676984B2 JP60249204A JP24920485A JPH0676984B2 JP H0676984 B2 JPH0676984 B2 JP H0676984B2 JP 60249204 A JP60249204 A JP 60249204A JP 24920485 A JP24920485 A JP 24920485A JP H0676984 B2 JPH0676984 B2 JP H0676984B2
- Authority
- JP
- Japan
- Prior art keywords
- electrode
- layer
- reaction
- blood
- liquid
- Prior art date
- Legal status (The legal status is an assumption and is not a legal conclusion. Google has not performed a legal analysis and makes no representation as to the accuracy of the status listed.)
- Expired - Lifetime
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- Investigating Or Analysing Biological Materials (AREA)
- Measuring Or Testing Involving Enzymes Or Micro-Organisms (AREA)
Description
【発明の詳細な説明】 産業上の利用分野 本発明はバイオセンサに関し、生体試料中の特定成分を
検知することが可能であり、医療分野や食品工学などに
幅広く応用できるものである。
検知することが可能であり、医療分野や食品工学などに
幅広く応用できるものである。
従来の技術 医療技術の進歩とともに血液や尿中の特定成分を測定す
ることにより健康のチェック，病気の状態，治療の効果
などがわかるようになった。しかし、従来は病院の臨床
検査室で大型の機械や複雑な手法で調べているため、時
間や費用がかかるという問題があった。そこで、もっと
簡易にその場で測定できるセンサが望まれている。その
１つの試みとして第４図のような多層式の分析担体が提
案されている。透明な支持体11の上に試薬層12,展開層1
3,防水層14,濾過層15が順に積層した構造になってい
る。血液サンプルを上部から滴下すると、まず濾過層15
により血液中の赤血球，血小板などの固形成分が除去さ
れ、防水層14にある小孔から展開層13へ均一に浸透し試
薬層12において反応が進行する。反応終了後、透明は支
持体11を通して矢印の方向から光をあて、分光分析によ
り基質濃度を測定する方式である。この方式は、微量の
血液を滴下することにより簡易に測定できるというメリ
ットがある。しかし、血液の浸透および反応に時間がか
かるため、サンプルの乾燥を防ぐ防水層14が必要なった
り、反応を速めるために高温でインキュベートする必要
があり、装置および担体が複雑化するという問題があ
る。
ることにより健康のチェック，病気の状態，治療の効果
などがわかるようになった。しかし、従来は病院の臨床
検査室で大型の機械や複雑な手法で調べているため、時
間や費用がかかるという問題があった。そこで、もっと
簡易にその場で測定できるセンサが望まれている。その
１つの試みとして第４図のような多層式の分析担体が提
案されている。透明な支持体11の上に試薬層12,展開層1
3,防水層14,濾過層15が順に積層した構造になってい
る。血液サンプルを上部から滴下すると、まず濾過層15
により血液中の赤血球，血小板などの固形成分が除去さ
れ、防水層14にある小孔から展開層13へ均一に浸透し試
薬層12において反応が進行する。反応終了後、透明は支
持体11を通して矢印の方向から光をあて、分光分析によ
り基質濃度を測定する方式である。この方式は、微量の
血液を滴下することにより簡易に測定できるというメリ
ットがある。しかし、血液の浸透および反応に時間がか
かるため、サンプルの乾燥を防ぐ防水層14が必要なった
り、反応を速めるために高温でインキュベートする必要
があり、装置および担体が複雑化するという問題があ
る。
発明が解決しようとする問題点 本発明のバイオセンサは、上記の問題点である装置や担
体の複雑化をさけ、簡易な装置および担体で迅速に精度
よく基質が測定できることを目的とする。
体の複雑化をさけ、簡易な装置および担体で迅速に精度
よく基質が測定できることを目的とする。
問題点を解決するための手段 本発明のバイオセンサは電極部の上に保液層，濾過層お
よび反応層を枠体にはさんで設置し、さらに電極部上の
空間部内に保液層が保持されるようにしたものである。
よび反応層を枠体にはさんで設置し、さらに電極部上の
空間部内に保液層が保持されるようにしたものである。
作 用 このような構成とすることで反応層上に血液を滴下する
と反応層で酸化還元酵素および前記酸素と共役する酸化
型色素がすみやかに反応する。次に濾過層において赤血
球および血小板が濾過される。さらに、何も担持されて
いない保液層が濾過された反応液をすみやかに電極部に
誘導し、そこで電極反応により反応量を検知する。この
ように短時間で、血液サンプルが反応し濾過されるた
め、簡易な装置および担体で精度よく基質の測定が可能
となった。
と反応層で酸化還元酵素および前記酸素と共役する酸化
型色素がすみやかに反応する。次に濾過層において赤血
球および血小板が濾過される。さらに、何も担持されて
いない保液層が濾過された反応液をすみやかに電極部に
誘導し、そこで電極反応により反応量を検知する。この
ように短時間で、血液サンプルが反応し濾過されるた
め、簡易な装置および担体で精度よく基質の測定が可能
となった。
実施例 バイオセンサの１つとして、グルコースセンサを例に説
明する。酸化還元酵素としてグルコースオキシダーゼ
を、酸化還元酵素と共役する酸化型色素としてフェリシ
アン化カリウムを用いた。第１図A,Bにグルコースセン
サの一実施例における互いに直交した模式断面図を示
す。電極部はポリ塩化ビニル樹脂からなる絶縁性の基板
１に、空間部２として幅3.4mm、深さ0.15mmの溝を形成
し白金を埋めこんでおり、測定極3,対極4,および参照極
５からなる電極系を構成した。前記電極系を覆うように
枠体９および10に反応層8,濾過層7,保液層６をはさんだ
測定チップを設置する。反応層８はパルプの不織布から
なり、グルコースオキシダーゼ200mgとフェリシアン化
カリウム400mgをそれぞれリン酸緩衝液（pH5.6）1ccに
溶かした高濃度の溶液を含浸し、エタノールのような水
に対する溶解度の大きい有機溶媒中に浸漬後真空乾燥し
てグルコースオキシダーゼおよびフェリシアン化カリウ
ムの細かい結晶を高密度に担持している。濾過層７は孔
径１μｍのポリカーボネート製多孔体膜で血球中の赤血
球などの固形成分を除去する。保液層６として、幅2mm
の帯状のレーヨン紙を用いた。レーヨン紙の両端は枠体
に固定されている。測定チップを電極側から見た図を第
２図Ｂに示し電極部の上面図に第２図Ｃに示した。さら
にレーヨン紙は電極部の幅3.4mmの溝の内部にはまりこ
むような位置に保持されており電極部の溝以外の部分に
よって第１図の断面図Ｂのように測定チップの濾過層７
が支えられている。上記の反応層8,濾過層7,保液層６を
枠体9,10を用いて圧着またはエポキシ樹脂等の接着剤に
より固定している。第２図Ａはこのセンサの組立前の分
解斜視図である。
明する。酸化還元酵素としてグルコースオキシダーゼ
を、酸化還元酵素と共役する酸化型色素としてフェリシ
アン化カリウムを用いた。第１図A,Bにグルコースセン
サの一実施例における互いに直交した模式断面図を示
す。電極部はポリ塩化ビニル樹脂からなる絶縁性の基板
１に、空間部２として幅3.4mm、深さ0.15mmの溝を形成
し白金を埋めこんでおり、測定極3,対極4,および参照極
５からなる電極系を構成した。前記電極系を覆うように
枠体９および10に反応層8,濾過層7,保液層６をはさんだ
測定チップを設置する。反応層８はパルプの不織布から
なり、グルコースオキシダーゼ200mgとフェリシアン化
カリウム400mgをそれぞれリン酸緩衝液（pH5.6）1ccに
溶かした高濃度の溶液を含浸し、エタノールのような水
に対する溶解度の大きい有機溶媒中に浸漬後真空乾燥し
てグルコースオキシダーゼおよびフェリシアン化カリウ
ムの細かい結晶を高密度に担持している。濾過層７は孔
径１μｍのポリカーボネート製多孔体膜で血球中の赤血
球などの固形成分を除去する。保液層６として、幅2mm
の帯状のレーヨン紙を用いた。レーヨン紙の両端は枠体
に固定されている。測定チップを電極側から見た図を第
２図Ｂに示し電極部の上面図に第２図Ｃに示した。さら
にレーヨン紙は電極部の幅3.4mmの溝の内部にはまりこ
むような位置に保持されており電極部の溝以外の部分に
よって第１図の断面図Ｂのように測定チップの濾過層７
が支えられている。上記の反応層8,濾過層7,保液層６を
枠体9,10を用いて圧着またはエポキシ樹脂等の接着剤に
より固定している。第２図Ａはこのセンサの組立前の分
解斜視図である。
パルプの不織布からなる反応層８上に、試料液として血
液30μｌを添加し充分浸透させた後、参照極５を基準に
測定極３の電圧を０〜＋0.1Vの間で鋸歯状に0.1V/秒で
変化させた。この場合、白金からなる参照極５の電位は
試料液に溶解しているフェリシアン化カリウムとフェロ
シアン化カリウムの濃度比で決定される。添加された血
液中のグルコースがパルプの不織布８に担持されている
グルコースオキシダーゼにより酸化される際、酸素−色
素共役反応によりフェリシアン化カリウムが還元され、
フェロシアン化カリウムが生成する。続いて反応した血
液がポリカーボネート多孔体膜７を通過する際、赤血球
などの大きな固形成分が濾過される。血液のような高粘
度でかつ微量のサンプルを濾過させるのはむずかしい
が、下にレーヨン紙６のような親水性の薄膜を設置する
ことによりすみやかに濾過できる。さらに、濾過された
反応液は、帯状のレーヨンを均一にひろがり、その下の
電極部に供給される。反応液中のフェロシアン化カリウ
ムを測定極３の電圧を掃引することにより酸化し、その
時流れる酸化電流を測定する。この酸化電流は色素の変
化量に比例し、色素が充分に存在すれば色素の変化量は
基質濃度に対応するため、グルコースの濃度が検知でき
る。このグルコースセンサを用いると400mg/dlという高
濃度のグルコースが２分という短時間で測定できた。こ
れは、従来例のように濾過して反応を行なわせるのでは
なく、まず反応を行なわせる構成であり、高濃度の基質
に充分対応できる酵素と色素がとけやすい状態で担持さ
れているため短時間で反応が終了したと考えられる。さ
らに、濾過層７の下に親水性ある薄いレーヨン紙６を置
くことによりわずか30μｌという微量の血液の濾過をす
みやかにおこなわせることができ、これにより電極上に
均一に反応液を展開して安定した応答電流が得られるよ
うになった。保液層は、少なくとも、各電極の上を覆っ
ておりできるだけ小面積な形状が望ましい。保液層６を
濾過層７と同じ形状にして枠体9,10に組みこむと、血液
は枠体9,10により固定された保液層の外周部分において
早く濾過され、その部分に溜まるため反応液が電極部に
供給されにくくなった。保液層６を帯状にすることによ
り、溜まりやすい外周部の面積が減り、レーヨン紙６が
すみやかにぬれ、少ない血液量でも電極部に反応液を供
給することができた。この様に保液層であるレーヨン紙
の大きさを小さくすることにより、15μｌという微量の
サンプルでも集中的に反応液を電極上へ供給することが
可能となった。このような薄くかつ形状の異なる層を電
極上へ設置するためには、枠体により３層を固定するこ
とが効果がある。これにより、各層のずれやたわみをな
くし、位置ぎめが簡易にできるようになった。電極の溝
の幅を1.5mmにしてレーヨン紙６が電極の溝を覆うよう
にしたところ、反応液が供給される際に生じたアワがぬ
けなくて、測定極上に付着し、測定の妨害をする場合が
あった。そこで、電極の溝の幅を、レーヨン紙の幅より
広くし、第１図の断面Ｂのように空間部２にレーヨン紙
６がセットされるようにしたところ、アワの形成は見ら
れず、安定して測定できた。これは、レーヨン紙６と電
極の溝の間があいているので、空気のぬけ道となり、ア
ワが形成されないためと考えられる。さらに、電極部に
設けた溝の深さを保液層であるレーヨン紙の厚みより大
きくすることで、直接電極表面にレーヨン紙６が接触す
ることがなく、測定極３の反応面積を常に一定に保ち再
現性のよい応答が得られた。実施例では、厚み60μｍと
いう薄膜のレーヨン紙を用いたが、厚みを増すと液の保
持量が増加し、サンプル量を多く必要とした。又、レー
ヨン紙に酵素や色素を担持したところ、濾過層７との接
触面が酵素や色素の結晶により接点が減少し濾過に時間
がかかった。以上より保液層６としては、親水性の薄膜
で何も担持されていないことが望ましく、形状は電極の
溝より小さく最小限の面積で、電極系の上を覆っている
ことが必要である。
液30μｌを添加し充分浸透させた後、参照極５を基準に
測定極３の電圧を０〜＋0.1Vの間で鋸歯状に0.1V/秒で
変化させた。この場合、白金からなる参照極５の電位は
試料液に溶解しているフェリシアン化カリウムとフェロ
シアン化カリウムの濃度比で決定される。添加された血
液中のグルコースがパルプの不織布８に担持されている
グルコースオキシダーゼにより酸化される際、酸素−色
素共役反応によりフェリシアン化カリウムが還元され、
フェロシアン化カリウムが生成する。続いて反応した血
液がポリカーボネート多孔体膜７を通過する際、赤血球
などの大きな固形成分が濾過される。血液のような高粘
度でかつ微量のサンプルを濾過させるのはむずかしい
が、下にレーヨン紙６のような親水性の薄膜を設置する
ことによりすみやかに濾過できる。さらに、濾過された
反応液は、帯状のレーヨンを均一にひろがり、その下の
電極部に供給される。反応液中のフェロシアン化カリウ
ムを測定極３の電圧を掃引することにより酸化し、その
時流れる酸化電流を測定する。この酸化電流は色素の変
化量に比例し、色素が充分に存在すれば色素の変化量は
基質濃度に対応するため、グルコースの濃度が検知でき
る。このグルコースセンサを用いると400mg/dlという高
濃度のグルコースが２分という短時間で測定できた。こ
れは、従来例のように濾過して反応を行なわせるのでは
なく、まず反応を行なわせる構成であり、高濃度の基質
に充分対応できる酵素と色素がとけやすい状態で担持さ
れているため短時間で反応が終了したと考えられる。さ
らに、濾過層７の下に親水性ある薄いレーヨン紙６を置
くことによりわずか30μｌという微量の血液の濾過をす
みやかにおこなわせることができ、これにより電極上に
均一に反応液を展開して安定した応答電流が得られるよ
うになった。保液層は、少なくとも、各電極の上を覆っ
ておりできるだけ小面積な形状が望ましい。保液層６を
濾過層７と同じ形状にして枠体9,10に組みこむと、血液
は枠体9,10により固定された保液層の外周部分において
早く濾過され、その部分に溜まるため反応液が電極部に
供給されにくくなった。保液層６を帯状にすることによ
り、溜まりやすい外周部の面積が減り、レーヨン紙６が
すみやかにぬれ、少ない血液量でも電極部に反応液を供
給することができた。この様に保液層であるレーヨン紙
の大きさを小さくすることにより、15μｌという微量の
サンプルでも集中的に反応液を電極上へ供給することが
可能となった。このような薄くかつ形状の異なる層を電
極上へ設置するためには、枠体により３層を固定するこ
とが効果がある。これにより、各層のずれやたわみをな
くし、位置ぎめが簡易にできるようになった。電極の溝
の幅を1.5mmにしてレーヨン紙６が電極の溝を覆うよう
にしたところ、反応液が供給される際に生じたアワがぬ
けなくて、測定極上に付着し、測定の妨害をする場合が
あった。そこで、電極の溝の幅を、レーヨン紙の幅より
広くし、第１図の断面Ｂのように空間部２にレーヨン紙
６がセットされるようにしたところ、アワの形成は見ら
れず、安定して測定できた。これは、レーヨン紙６と電
極の溝の間があいているので、空気のぬけ道となり、ア
ワが形成されないためと考えられる。さらに、電極部に
設けた溝の深さを保液層であるレーヨン紙の厚みより大
きくすることで、直接電極表面にレーヨン紙６が接触す
ることがなく、測定極３の反応面積を常に一定に保ち再
現性のよい応答が得られた。実施例では、厚み60μｍと
いう薄膜のレーヨン紙を用いたが、厚みを増すと液の保
持量が増加し、サンプル量を多く必要とした。又、レー
ヨン紙に酵素や色素を担持したところ、濾過層７との接
触面が酵素や色素の結晶により接点が減少し濾過に時間
がかかった。以上より保液層６としては、親水性の薄膜
で何も担持されていないことが望ましく、形状は電極の
溝より小さく最小限の面積で、電極系の上を覆っている
ことが必要である。
本発明のバイオセンサは、試料液以外の希釈液などは必
要としないため、血液の添加量を15〜100μｌで変化さ
せたところ、同一の血液では添加量に関係なく一定の値
を示した。このため、添加量を正確にする必要がなく、
微量の血液を添加するだけで簡易に測定が可能となっ
た。さらに、高濃度の酸素および酸化型色素を用いるこ
とにより２分という短時間で反応が終了しているため、
高温でインキュベートするための装置や蒸発を防ぐ防水
層が不要で、簡易な装置および担体で精度よく測定でき
た。
要としないため、血液の添加量を15〜100μｌで変化さ
せたところ、同一の血液では添加量に関係なく一定の値
を示した。このため、添加量を正確にする必要がなく、
微量の血液を添加するだけで簡易に測定が可能となっ
た。さらに、高濃度の酸素および酸化型色素を用いるこ
とにより２分という短時間で反応が終了しているため、
高温でインキュベートするための装置や蒸発を防ぐ防水
層が不要で、簡易な装置および担体で精度よく測定でき
た。
保液層としてレーヨン紙を用いたが、濾過層から微量の
液をすみやかに電極上に展開するには、親水性でかつ薄
い多孔性の膜であることが望ましい。レーヨン紙の他に
濾紙やナイロンの不織布なども使用できた。
液をすみやかに電極上に展開するには、親水性でかつ薄
い多孔性の膜であることが望ましい。レーヨン紙の他に
濾紙やナイロンの不織布なども使用できた。
色素としては、上記実施例に用いたフェリシアン化カリ
ウムが安定に反応するので適しているが、ｐ−ベンゾキ
ノンを使えば反応速度が早いので高速化に適している。
又、2,6−ジクロロフェノールインドフェノール，メチ
レンブルー，フェナジンメトサルフェート、β−ナフト
キノン４−スルホン酸カリウムなども使用できる。
ウムが安定に反応するので適しているが、ｐ−ベンゾキ
ノンを使えば反応速度が早いので高速化に適している。
又、2,6−ジクロロフェノールインドフェノール，メチ
レンブルー，フェナジンメトサルフェート、β−ナフト
キノン４−スルホン酸カリウムなども使用できる。
なお、上記実施例におけるセンサはグルコースに限ら
ず、アルコールセンサやコレステロールセンサなど、酸
化還元酵素の関与する系に用いることができる。酸化還
元酵素としてはグルコースオキシダーゼを用いたが、他
の酵素、たとえばアルコールオキシダーゼ，キサンチン
オキシダーゼ，コレステロールオキシダーゼ等も用いら
れる。なお、酵素は架橋剤等で固定化しても用いること
ができた。
ず、アルコールセンサやコレステロールセンサなど、酸
化還元酵素の関与する系に用いることができる。酸化還
元酵素としてはグルコースオキシダーゼを用いたが、他
の酵素、たとえばアルコールオキシダーゼ，キサンチン
オキシダーゼ，コレステロールオキシダーゼ等も用いら
れる。なお、酵素は架橋剤等で固定化しても用いること
ができた。
発明の効果 このように本発明のバイオセンサによれば、直接微量な
サンプルを適下するだけで、特定成分を短時間に精度よ
く測定することができた。
サンプルを適下するだけで、特定成分を短時間に精度よ
く測定することができた。
さらに、枠体で反応層、濾過層、保液層を保持すること
により、たるみなく保持でき、速やかに試料との反応、
濾過を行うことができ、しかも、電極部への設置も簡易
にすることができた。
により、たるみなく保持でき、速やかに試料との反応、
濾過を行うことができ、しかも、電極部への設置も簡易
にすることができた。
第１図A,Bは本発明の１実施例におけるグルコースセン
サの断面図、第２図Ａはその組立前の分解斜視図、同Ｂ
は測定チップの下面図、同Ｃは電極部の上面図、第３図
は従来のバイオセンサの模式図である。 １……基板、２……溝、３……測定極、４……対極、５
……参照極、６……保液層、７……濾過層、８……反応
層、9,10……枠体、11……支持体、12……試薬層、13…
…展開層、14……濾過層、15……防水層。
サの断面図、第２図Ａはその組立前の分解斜視図、同Ｂ
は測定チップの下面図、同Ｃは電極部の上面図、第３図
は従来のバイオセンサの模式図である。 １……基板、２……溝、３……測定極、４……対極、５
……参照極、６……保液層、７……濾過層、８……反応
層、9,10……枠体、11……支持体、12……試薬層、13…
…展開層、14……濾過層、15……防水層。
Claims (1)
- 【請求項１】絶縁性の基板に測定極，対極および参照極
からなる電極系を設けた電極部の上に、空間部を介し
て、保液層と多孔体膜からなる濾過層および酸化還元酵
素と前記酵素と共役する酸化型色素を含んだ反応層を枠
体にはさんで設置し、前記保液層は親水性の多孔体から
なり、少なくとも前記空間部内に保持される形状である
ことを特徴とするバイオセンサ。
Priority Applications (6)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60249204A JPH0676984B2 (ja) | 1985-11-07 | 1985-11-07 | バイオセンサ |
| US07/027,204 US4897173A (en) | 1985-06-21 | 1986-06-19 | Biosensor and method for making the same |
| PCT/JP1986/000311 WO1986007632A1 (en) | 1985-06-21 | 1986-06-19 | Biosensor and method of manufacturing same |
| EP86903608A EP0230472B2 (en) | 1985-06-21 | 1986-06-19 | Biosensor and method of manufacturing same |
| DE3687646T DE3687646T3 (de) | 1985-06-21 | 1986-06-19 | Biosensor und dessen herstellung. |
| US07/774,129 US5185256A (en) | 1985-06-21 | 1991-10-15 | Method for making a biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
| Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
|---|---|---|---|
| JP60249204A JPH0676984B2 (ja) | 1985-11-07 | 1985-11-07 | バイオセンサ |
Publications (2)
| Publication Number | Publication Date |
|---|---|
| JPS62108146A JPS62108146A (ja) | 1987-05-19 |
| JPH0676984B2 true JPH0676984B2 (ja) | 1994-09-28 |
Family
ID=17189457
Family Applications (1)
| Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
|---|---|---|---|
| JP60249204A Expired - Lifetime JPH0676984B2 (ja) | 1985-06-21 | 1985-11-07 | バイオセンサ |
Country Status (1)
| Country | Link |
|---|---|
| JP (1) | JPH0676984B2 (ja) |
Families Citing this family (2)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JP4183902B2 (ja) * | 2000-12-27 | 2008-11-19 | 松下電器産業株式会社 | バイオセンサ |
| CN110568045A (zh) * | 2019-09-12 | 2019-12-13 | 浙江大学山东工业技术研究院 | 一种快速检测的电化学生物传感器 |
Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61213663A (ja) * | 1985-03-19 | 1986-09-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
-
1985
- 1985-11-07 JP JP60249204A patent/JPH0676984B2/ja not_active Expired - Lifetime
Patent Citations (1)
| Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
|---|---|---|---|---|
| JPS61213663A (ja) * | 1985-03-19 | 1986-09-22 | Matsushita Electric Ind Co Ltd | バイオセンサ |
Also Published As
| Publication number | Publication date |
|---|---|
| JPS62108146A (ja) | 1987-05-19 |
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