JPS58171659A - 電気化学センサ− - Google Patents

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。

Description

【発明の詳細な説明】 不発明は、分析、特に生体成分の分析に適した電気化学
センサーに関する。

生体成分分析において、必要とする成分を検出する場合
、しばしば共存しているいくつかの物質が必要な成分の
分析精度を妨害することがある。

−例として、血液あるいは尿中のグルコースを電気化学
的に定量する場合について説明する。

グルコースにグルコースオキンダーセｌＪ、下、ＣＯＤ
と略す）触媒により（１）式の反応をする。生成したＨ
２Ｏ２は（２）式に示した電気化学反応を起こす。

ＣＯＤ グルコース測定 Ｈ２Ｏ２ｄ　ｏ、、＋　２Ｈ−１−２５５（２）この時
生じた電流量を測定することによリグルコースの濃度を
求めることができる。

ＣＯＤの作用により生成したＨ２Ｏ２ｋ上記のように電
気化学的に検出する場合、グルコースとともに共存して
いるアスコルビン酸、尿酸等も同様に酸化反応を起こし
て酸化電流を生じる。そのためグルコースのみの酸化電
流エリも犬良な酸化電流を生じて結果的に正の誤差を与
える。

このようなアスコルビン酸、尿酸等の妨害物質を除く方
法として、従来提案さｎている方法は、妨害物質と検出
すべき被測定物質の分子（あるいは物質）の大きさに注
目して、分子の大きさく分子量など）の大小の差を利用
した分離膜の利用である。この原理をグルコース測定の
場合全例にと９説明すると、アスコルビン酸、尿酸等分
子量の大きい妨害物質は通過できないが、反応により生
成したＨ２Ｏ２は、分子量が小さいため通過して検出電
極により検出さ扛、結果的に妨害物質の影響のないグル
コースのａ贋金測定できる。このような分離膜の例とし
て、アセチルセルロース膜、セロ・・ン膜等がよく知ら
ｎている。又、分離膜の他の例として、非対称膜として
知らｎ、る逆浸透嘆の利用がある。こｎは、一方の面が
粗い多孔質で、他方の面が密な多孔質から構成さｎてお
り、この密な面で分子量の違う物質の通過を区別して分
離する機能を利用したものである。

こｎらの分離膜を利用した電気化学士ンＨノーの従来例
を第１図に示した。１は分離膜である。２゜３．４はそ
ｔぞ扛作用電極、対極、参照極で、こｎ、らが検出電極
系を構成する。酵素は分離膜１１―に固定化さ扛ている
。固定化が難しい酵素の場合は、被検液６中に溶解さｎ
ている。血液等がマイクロシリン）６により注入さｎる
と、被検液６中に溶解している酵素あるいは分離膜１に
固定化さ扛ている酵素と反応して反応生成物を与える。

この反りも生成物が分離膜１中’（ｒｊｌｌｌ過して作
用電極２に到達して検出さ扛る。一方、血液中のアスコ
ルビン酸等の妨害物質は、分離膜１の中を通過すること
ができないので作用電極２に到達できない。

このように、従来知らｆている分離膜を用いた場合は、
作用電極２により検出さ扛る目的物質を得る場合に必要
な酵素、試薬類等は、被検液６中に溶解さｎているか、
あるいは分離膜１に固定化さｎており、センサー内部の
電解質溶液Ｔ中には存在していない。

その理由は、従来の分離膜を用いた場合には、グルコー
ス等のように分子の大きさが妨害物質の分子の太ささと
あまり違わない分子、あるいは、さらに大きい分子は、
分離膜１を通過してくることができないため、内部に酵
素全含有した電解質溶液があっても、この酵素と反応す
ることができなかったため、内部に酵素含有電解質溶液
全保持する意味がなかったためである。

又、従来の分離膜音用いたセンサーにおいては、同定化
が困＠な酵素、固定化により著しく活性の低下する酵素
、あるいは被測定物質の検出に心安な各試薬類は、被検
液６中に溶解して使用するため、測定毎に廃棄しなけｎ
ばならなかった。そのタメ、・コレステロールオキシダ
ーゼのように１’：ｊＪ　ｆ＋Ｉｌｉな酵素の使用の場
合は、特に不経済である。

不発明は、以上のような不都合のない電気化学センサー
を提供するものである。

すなわち、不発明は、少なくとも目的物質全検出する電
極系、妨害物質を除去する電極系、および、酵素全溶解
している電解質溶液を有し、前記妨害物質を除去する電
極系の構成要素の一つである導電性薄膜を有する多孔質
膜を被検液側に配したこと全特徴とする電気化学センサ
ーである。

不発明においては、分子の大きさにより妨害物質を区別
する分離膜を用いるのでなく、電気化学的な処理により
妨害物質を被測定物質と区別するため、従来の分離膜の
ようにグルコース等の被測定物質も通過させないもので
なく、十分容易に通過できるものである。被測定物質は
、多孔質膜中を通過してセンサー内の電解質溶液に到達
して化学反応を起こすことができる。又、固定化が困難
あるいは固定化により著しく活性の低下する酵素。

補酵素、あるいはその他の化学試薬等も内部液中に溶解
して使用することができるため、使い捨ての必要がなく
、たいへん測定対象物を広くとｆＬｌしかも経済的なセ
ンサーとなる。

本発明の一実施例として、第２図にセンサーの断面模式
図を示して説明する。

不発明において、酵素を溶解している電解質溶液に、妨
害物質を除去する導電性薄膜を有する多孔質膜を分離膜
として、被検液と液絡はしているが分離さｎている状態
にある。例えば、第２図において、電解質溶液１５は、
導電性薄膜１１全有する多孔質膜１４により被検り、１
６と液絡はしているが分離さ匙ている。

ここで、上記の導電性薄膜を有する多孔質膜上に、導電
性薄膜を有している、あるいは、有していない多孔質膜
を、被検液側あるいは電解質溶液側から重ねて分離膜と
して用いてもよい。導電性薄膜を有している多孔質膜と
は、少なくともその片面に導電性薄膜が形成さｎている
ものである、。

導電性薄膜に、その形成法を特に制限するものでない。

例えば、真空蒸着法、イオンプレーテインダ法、スパッ
タリング法で作製すると良好な薄膜を形成することがで
きる。導電性薄膜材料は、妨害物質に対して電気化学的
に活性な材料であ扛ば、特に制限さｆるものでない。多
孔質膜の材料も特に制限されるものでなく、無機、有機
あるいは両者の混合材料を用いることができる。

電解質溶液内には、少なくとも酵素が溶解している。酵
素は、一種類以上溶解していてもよい。

酵素は、生体組織、微生物中にも存在しているので、生
体組織、微生物が電解質溶液中に、溶解。

浮遊あるいはコロイド状態等で含ｉｎでいるものであっ
てもよい。又、電解質溶液中には、上記の酵素、酵素含
有物以外に、例えば、グルコース。

コレステロール、クレアチニン、トリグリセライド等の
あらゆる被測定物質の検出に必要な試薬類が溶解してい
てもよい。各試薬類は、被測定物質の検出に応じて適宜
、選択できる。

目的物質を検出する電極系（以後、検出電極系という）
と、妨害物質を除去する電極系（以後、除去電極系とい
う）は、作用電極、参照電極、対極の３電極系、あるい
は、作用室イヴと参照電極（対極となるンの２電極系か
ら構成さｔている。

検出電極系の各電極に、センザー内に保持さｎた電解質
溶液中にその一部を浸せさしている。除去電極系の構成
要素の一つ、すなわち、作用電極として働く導電性薄膜
を有する多孔質膜は、被検液側に配置さｎている。

目的物質とは、被測定物質、例えば、グルコースが単一
の酵素、例えば、ＣＯＤ、あるいは、複数以上の酵素の
作用を受けて生成する電気化学的に活性な物質、例えば
、Ｈ２Ｏ２、あるいは、被測定物質と化学反応により関
連しており、かつ、電気化学的に活性な物質である。

第２図において、８，９．１０は、検出電極系の作用電
極、対極、参照電極である。１１，１２゜１３は、除去
電極系の作用電極、対極、参照電極である。検出電極系
の作用電極は、板状、棒状。

網状、多孔質状等の種々の電極形状を七ることができる
。１４は電極１１としての導電性薄膜を有する多孔質膜
、１５は電解質溶液、１６は被検液である。

不発明では、酵素、試薬類がセンサー内部に保持さｎて
いる電解質溶液中に存在しているので、応答速度が遅く
なるという問題点があるが、電解質溶液を循環あるいに
攪拌等して、強制的に流動させることにより改善さｎる
。

次にグルコースの測定を一例として、本発明のセンサー
を具体的に説明する。

電解質溶液１６中には、ＣＯＤが溶解している。。

マイクロシリンジ１７にょジ被検液１６中へ血液を注入
すると、血液中の妨害物質であるアスコルビン酸、尿酸
等は、電極′１１を構成している例えば白金薄膜により
電解除去される。一方、血液中のグルコースは、白金薄
膜には電気化学的に活性でないため、多孔質膜１４を通
過して電解質溶液１６中に到達する。グルコースは電解
質溶液中のＣＯＤと反応してＨ２Ｏ２を生成して電極８
、例えば、白金電極により検出さｆる。以上によりまっ
たく妨害物質の影響がなく血液中のグルコース濃度を測
定で鑓る。

不発明のセンサーは、固定化の困難な補酵素を一必要と
する一連の脱水素酵素の関与する反応を利用した物質の
測定、例えば、乳酸の測定や、固定化が困難な酵素、例
えば、アルコールオキシダーゼ、コレステロールオキシ
ダーセ、インクエン酸脱水素酵素、乳酸脱水素酵素、ア
ルデヒド脱水素酵素等を利用したセンサーには特に適し
ている。

又、コレステロールオキシダーゼのように高価で固定化
が困難な酵素を用いる場合には、センサー内部の電解質
溶液中に酵素を含有しているので、１回の測定毎に酵素
を捨てる必要がなく繰り返し測定できるのでたいへん経
済的で便利である。

以下、実施例を示す。

実施例１ 孔径０，１　ｐｍ　、厚さ１０１１ｍのポリカーボネー
ト膜の片面に白金をスパッタリングして厚さ約１０００
人の導電性薄膜を形成した。この薄膜全第２図の多孔質
膜１４の位置に組みこんだ。センサーは、固定化の困難
なコレステロールレオキンダーゼを２００ｍｇ溶解した
ＰＨ６，０のりん酸緩衝液４　ｍｅ　ｆ電解質溶液１６
として有している。検１ｔ−ｉ’電極系の８および除去
電極系の１１にそｔぞ扛＋　０．６　Ｖ　ｖｓ、　Ａｇ
／ｋ（ｇ　Ｃ１の電位を印加した後、マイクロシリンジ
１７によって血清３０μ４を添加したところ、第３図の
応答曲線ａが得らｎた。一方、電極１１には電位を印加
しないで同様に測定したところ、応答曲線すが得らｎ１
妨害物質による電流値の増加がみら扛た。

実施例２ 孔径１μｍｓｑさ１０μｍのポリカーボネート膜の片面
に白金をスパッタリングして厚さ約１０００人の導電性
薄膜を形成した。このポリカーボネート膜にさらに孔径
３μｍ１厚さ１０μｎｌのポリカーボネート膜を重ねて
２枚の複合膜を構成した。この２枚の複合膜を導電性薄
膜を有する面を被検液側に向けて第２図の多孔質膜１４
の位置に組みこんだ。電解質溶液１６はその組成として
Ｐ　　８．０のトリス緩衝液、リボプロティンリパーゼ
、グリセロキナーゼ、グリセロホスフェートオキシダー
ゼ、アデノ／ントリホスフェート、塩化マグネシウムｆ
そｔぞｎ　４　ｍｌ　＋　Ｏ−５”ｆｌ　＋　Ｏ−０６
’７９　。

０．２〜，１．２〜．・１ｑ含んでいる。

実施例、１と同様に電極８お工び１１にそｎぞ扛＋　ｏ
、６　ｖ　ｖｓ、　Ａｇ／Ａｇ　Ｃ１の電位を印加した
後、マイクロシリンジによって血清３０μｅを添加した
ところ、血清中のトリグリセライドの濃度に応じた電流
値として０．６μムが得らｎた。次に除去電極系の１１
に電位を印加しない場合は、応答電流値Ｑ・６６μムが
得ら扛妨害物質により応答電流値が増加したつ 以上のように、本発明によｎば、妨害物質の影響がなく
、かつ、固定化の困難な触媒物質も利用できるため、精
度がよく測定対象物の広いセンサーを提供することがで
きる。

【図面の簡単な説明】

１　第１図は被検液中に浸せきさｎている従来のセンサ
ーの断面模式図、第２図ＦＸ、被検液中に浸せきさ牡て
いる不発明のセンサーの例を示す断面模式図、第３図は
センサーの応答例の比較を示す。 ８・　９，１０・・・・・・検出電極束、１１・・・・
・・導電性薄膜、１１，１２．１３・・・・・・除去電
極系、１４・・・・・・多孔質膜、１５・・・・・・電
解質溶液、１６・・・・・・被検液。 代理人の氏名　弁理士　中　尾　敏　男　ほか１名第１
図 ＩＮ２図 第３図 ’ｌｌ８Ｍ　（＊）

Claims (2)

【特許請求の範囲】
1. （１）　　目的物質を検出する電極系、妨害物質を除去
   する電極系、および酵素全溶解している電解質溶液を有
   し、前記妨害物質を除去する電極系の構成要素の一つで
   ある導電性薄膜を有する多孔質膜を被検液側に配したこ
   とを特徴とする電気化学センサー。
2. （２）電解質溶液全強制流動させる手段を有する特許請
   求の範囲第１項記載の電気化学センサー１゜