JPS6275342A - Biosensor - Google Patents
BiosensorInfo
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- JPS6275342A JPS6275342A JP60217035A JP21703585A JPS6275342A JP S6275342 A JPS6275342 A JP S6275342A JP 60217035 A JP60217035 A JP 60217035A JP 21703585 A JP21703585 A JP 21703585A JP S6275342 A JPS6275342 A JP S6275342A
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- electrode
- reaction
- layer
- liquid
- section
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- Pending
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Abstract
Description
【発明の詳細な説明】
産業上の利用分野
本発明は、生体試料中の特定成分を検知するバイオセン
サに関し、特に電極部の構造の改良に関するもので、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。[Detailed Description of the Invention] Industrial Application Field The present invention relates to a biosensor that detects a specific component in a biological sample, and particularly relates to an improvement in the structure of an electrode part, and can be widely applied to the medical field, food engineering, etc. It is something.
従来の技術
従来、この種のセンサとして知られているグルコースセ
ンサは、第5図に示すような構成であった。第5図にお
いて1は反応層、2はろ退居、3は保液層であり、4は
1.2.3よりなる3層の周囲を保持する枠体である。2. Description of the Related Art Conventionally, a glucose sensor known as this type of sensor had a configuration as shown in FIG. In FIG. 5, 1 is a reaction layer, 2 is a filter, 3 is a liquid retaining layer, and 4 is a frame that holds the periphery of the three layers consisting of 1, 2, and 3.
さらに5は枠体の内径よりも小さい外径をもった円柱状
の電極部であり、測定極6.対極7.参照極8が電極5
の上面6−1に露出している。電極部5の上面5−1に
は溝9が設けられている。その状態を第6図に電極部の
斜視図として示し′ている。Further, reference numeral 5 denotes a cylindrical electrode portion having an outer diameter smaller than the inner diameter of the frame, and a measuring electrode 6. Counterpoint 7. Reference electrode 8 is electrode 5
It is exposed on the upper surface 6-1. A groove 9 is provided on the upper surface 5-1 of the electrode portion 5. This state is shown in FIG. 6 as a perspective view of the electrode section.
試料である血液サンプルを上部から滴下すると、まず反
応層1にて反応が進行し、反応液はろ退居2により、測
定電極の反応を妨害する反応液中の赤血球、血小板など
の固形成分を除去する。さらに反応液は保液層3に吸収
される。When a blood sample is dropped from the top, the reaction first proceeds in the reaction layer 1, and the reaction liquid is filtered and removed to remove solid components such as red blood cells and platelets that interfere with the reaction of the measurement electrode. do. Further, the reaction liquid is absorbed into the liquid retaining layer 3.
この保液層3はろ過をすみやかに行なわせるものである
。保液層3に移行した反応液は円柱状の電極部の3つの
電極の露出している溝9に満たされる。この反応液を電
極反応により検知していた。This liquid retaining layer 3 allows filtration to be carried out quickly. The reaction liquid transferred to the liquid retaining layer 3 fills the exposed grooves 9 of the three electrodes of the cylindrical electrode section. This reaction solution was detected by electrode reaction.
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造で1は反応液がすみやかに
電極部上面の溝に誘導できず、電極反応により測定され
る反応量にバラつきが生ずるという問題があった。Problems to be Solved by the Invention However, with this conventional structure, there was a problem in 1 that the reaction liquid could not be guided quickly into the groove on the upper surface of the electrode part, resulting in variations in the amount of reaction measured by the electrode reaction. .
その理由は枠体4の内径に対しやや小さ目に円柱状の電
極部5の外径を設けているためであり、これは血液サン
プルを上部から滴下して下方に浸透させていく際、枠体
4と円柱状の電極部5の空隙部10から反応層に存在す
る空気を逃がすために必要な手段である。しかしこの空
隙部10が存在するためこの枠体4と電極部5との位置
ずれを起こし易すくなる。第7図は不良構成状態を示す
断面図である。枠体4の内面と電極部5が密着した場合
、第7図の密着した部分11近傍の保液層12に、逃げ
場を失なった空気がたまり、空気が反応液の保液層への
移行を妨たげ、電極部上面の溝9に反応液のすみやかな
誘導ができず、電極反応による測定反応量の精度が低く
なる問題点を生じた。The reason for this is that the outer diameter of the cylindrical electrode part 5 is set slightly smaller than the inner diameter of the frame 4. This is because when the blood sample is dropped from the top and penetrated downward, the frame This means is necessary for escaping the air present in the reaction layer from the cavity 10 of the columnar electrode part 5. However, the existence of this void 10 makes it easy for the frame 4 and the electrode section 5 to become misaligned. FIG. 7 is a sectional view showing a defective configuration state. When the inner surface of the frame 4 and the electrode section 5 come into close contact, air that has no place to escape accumulates in the liquid retaining layer 12 near the closely contacted part 11 in FIG. 7, and the air migrates to the liquid retaining layer of the reaction liquid. This caused a problem in that the reaction solution could not be guided quickly into the groove 9 on the upper surface of the electrode part, and the accuracy of the measured reaction amount due to the electrode reaction was lowered.
本発明はこのような問題点を解決するもので、滴下され
た血液サンプルが反応層で反応し、反応液をすみやかに
電極部の溝に誘導して、電極反応による測定精度を向上
させることを目的としたものである。The present invention solves these problems by making it possible for the dropped blood sample to react in the reaction layer, and for the reaction liquid to be quickly guided to the grooves of the electrode section, thereby improving the measurement accuracy due to the electrode reaction. This is the purpose.
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、電極部側面の少
なくとも一部に突出部を設け、この突出部が部分的に枠
体の内面と接することにより、枠体内側と電極部との間
に均一な空隙部を設け、枠体と電極部両者間にセンター
ずれが生じないようにしたものである。Means for Solving the Problems In order to solve this problem, the present invention provides a protrusion on at least a part of the side surface of the electrode part, and this protrusion partially contacts the inner surface of the frame, so that the frame A uniform gap is provided between the inside of the body and the electrode part to prevent center deviation between the frame body and the electrode part.
作 用
このような構成とすることで、枠体と電極部との間のセ
ンターズレが生じないため、枠体と電極部の間の空隙部
は周囲に均一に設けられ、保液層に空気がたまることな
く、保液層全体に均一に反応液が移行し、電極部上面の
溝にすみやかに反応液が誘導され、電極反応による測定
精度は向上することとなる。Function: With this configuration, no center deviation occurs between the frame and the electrode part, so the gap between the frame and the electrode part is uniformly provided around the circumference, and air is prevented from entering the liquid retaining layer. The reaction liquid is uniformly transferred to the entire liquid retaining layer without accumulation, and the reaction liquid is quickly guided to the groove on the upper surface of the electrode portion, thereby improving measurement accuracy by electrode reaction.
実施例
以下、バイオセンサの1つとして、グルコースセンサを
例に本発明を説明する。EXAMPLES The present invention will be described below using a glucose sensor as an example of a biosensor.
第1図は本発明の一実施例のセンサの断面図であり、第
2図は電極部の斜視図である。ポリ塩化ビニール樹脂又
はABS樹脂からなる円柱状の絶縁性基体5の上端面に
深さ0.1ffilの溝9を形成し、この溝に露出する
ように白金を埋めこんで測定極6、対極7および参照極
8からなる電極系を構成している。白金の直径は約1門
であり、円柱状の絶縁性基体5は直径約5〜611Mの
大きさである。FIG. 1 is a sectional view of a sensor according to an embodiment of the present invention, and FIG. 2 is a perspective view of an electrode section. A groove 9 with a depth of 0.1 ffil is formed on the upper end surface of a cylindrical insulating substrate 5 made of polyvinyl chloride resin or ABS resin, and platinum is embedded in the groove so as to be exposed, thereby forming a measuring electrode 6 and a counter electrode 7. and a reference electrode 8 constitute an electrode system. The diameter of platinum is about 1 mm, and the cylindrical insulating substrate 5 has a diameter of about 5 to 611 m.
絶縁性基体の上部側面に突出部13を設けた。この突出
部13の設置位置は、枠体4と、基体5゜保液層3によ
りかこまれた空隙部10が形成されるような位置とする
。これにより電極部と枠体とのセンターが一致する。こ
の突出部13の形状は半円球であっても、角形であって
もよく、その突出高さは枠体内径との関係から約0.6
朋あればよい。A protrusion 13 was provided on the upper side surface of the insulating base. The protrusion 13 is installed at a position such that a gap 10 surrounded by the frame 4 and the liquid retaining layer 3 at 5 degrees of the base body is formed. As a result, the centers of the electrode portion and the frame coincide. The shape of this protrusion 13 may be semicircular or square, and its protrusion height is approximately 0.6 from the relationship with the frame inner diameter.
It's good to have a friend.
前記電極系を覆うように枠体4で保持された反応層1.
ろ渦層2.保液層3の三層積層の反応部が設置される。A reaction layer 1 held by a frame 4 so as to cover the electrode system.
Filtration vortex layer 2. A reaction section with a three-layer stack of liquid retaining layers 3 is installed.
この実施例のグルコースセンサは、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。反応
層1はパルプの不織布からなり前述のグルコースオキシ
ダーゼと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。ろ退居2は孔径1μmのポリカーボネ
ート多孔体膜で、血液中の赤血球などの固形成分を除去
するものである。保液層3には親水性のあるレーヨン紙
を用いた。The glucose sensor of this example used glucose oxidase as an oxidoreductase and potassium ferricyanide as an oxidized dye conjugated with the oxidoreductase. The reaction layer 1 is made of a nonwoven pulp fabric, and supports the above-mentioned glucose oxidase and potassium ferricyanide fine crystals at a high density. The filter 2 is a porous polycarbonate membrane with a pore diameter of 1 μm, and is used to remove solid components such as red blood cells from the blood. Hydrophilic rayon paper was used for the liquid retaining layer 3.
センター出しのために電極部の側面の突出部の他の例を
第3図、第4図に斜視図で示している。Other examples of protrusions on the side surfaces of the electrode portions for centering are shown in perspective views in FIGS. 3 and 4.
電極部の長さ方向に沿ったリブ13及び基体5の上端部
に近い周面に切欠段部14を設け、先端を電極部とする
とともに基体の外径を枠体の内径よりもわずかに小さい
ものとしてこの部分を位置決めのだめの突出部としたも
のである。A notch step 14 is provided on the circumferential surface near the upper end of the rib 13 and the base 5 along the length of the electrode part, and the tip is used as the electrode part, and the outer diameter of the base is slightly smaller than the inner diameter of the frame. This part is used as a protrusion for positioning.
このグルコースセンサの操作方法は、第1図をもとに説
明すると、反応層1に、試料液として血液を3Qμ4滴
下する。滴下された血液中のグルコースが反応層1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、酵素−色素共役反応によりフェリシアン化カリウム
が還元されてフェロシアン化カリウムが生成する。これ
によりできた反応液はろ退居2であるポリカーボネート
多孔膜を通過する。通過する際、赤血球などの大きな固
形成分がろ過される。ろ過後、親水性のレーヨン紙の保
液層3に反応液が保持される。反応ろ過後の血液(反応
液)は未だ高粘度であるため、保液層の空気が逃げにく
い場合があり、枠体内面と電極部との間に空隙がないと
反応液は保液層に充分に浸透保持されない。The operating method of this glucose sensor will be explained with reference to FIG. 1. 3Qμ4 drops of blood are added to the reaction layer 1 as a sample liquid. When the dripped glucose in the blood is oxidized by the glucose oxidase supported on the reaction layer 1, potassium ferricyanide is reduced by an enzyme-dye coupling reaction to produce potassium ferrocyanide. The reaction solution thus produced passes through a porous polycarbonate membrane, which is the filtration chamber 2. As it passes through, large solid components such as red blood cells are filtered out. After filtration, the reaction solution is retained in the liquid retaining layer 3 of hydrophilic rayon paper. Since the blood (reaction liquid) after reaction filtration is still highly viscous, it may be difficult for the air in the liquid retention layer to escape.If there is no gap between the inner surface of the frame and the electrode part, the reaction liquid will not flow into the liquid retention layer. Insufficient penetration and retention.
本発明では電極部側面の突出部13.14が位置決めと
して作用し、枠体内での電極部のセンターずれが生じな
く、電極部周囲に均等に空隙部10が形成でき、空隙部
10だ保液層からの空気が逃げ出すことで反応液が均一
に保液層に浸透する。In the present invention, the protrusions 13 and 14 on the side surfaces of the electrode part function as positioning, so that the center of the electrode part does not shift within the frame, and the void part 10 can be formed evenly around the electrode part, and the void part 10 can retain liquid. As air escapes from the layer, the reaction solution uniformly permeates into the liquid retaining layer.
なお、第4図の構成の場合、切欠段部14と枠体4内面
との間にわずかなすき間から外部へ空気は逃げ出すこと
ができる。さらに反応液は保液層から電極部上面の3つ
の電極が露出している溝9に移動する。ここで、参照極
8を基準に測定極6の電圧を0から+0.I Vの間で
鋸歯状に0.1v/秒で変化させた。反応液のフェロシ
アン化カリウムを測定極の電圧を掃引することにより酸
化し、その際、酸化電流が流れる。この酸化電流は色素
の変化量に比例し、グルコースの濃度の検知ができる。In the case of the configuration shown in FIG. 4, air can escape to the outside through a small gap between the cutout step 14 and the inner surface of the frame 4. Further, the reaction liquid moves from the liquid retaining layer to the groove 9 where the three electrodes on the upper surface of the electrode section are exposed. Here, the voltage of the measurement electrode 6 is adjusted from 0 to +0.0 with reference to the reference electrode 8. The voltage was varied in a sawtooth manner at 0.1 v/sec between IV. Potassium ferrocyanide in the reaction solution is oxidized by sweeping the voltage of the measurement electrode, and an oxidation current flows at this time. This oxidation current is proportional to the amount of change in the dye, and the glucose concentration can be detected.
前述した従来の突出部のない電極では、十分な反応液が
電極部上面の溝に流れ込まない場合があり、測定精度が
±2Q%であったが、本発明では溝への反応液の流入が
速やかになされるため測定精度は±10%に向上した。With the conventional electrode without a protruding part described above, there are cases where sufficient reaction liquid does not flow into the groove on the top surface of the electrode part, and the measurement accuracy is ±2Q%, but with the present invention, the reaction liquid does not flow into the groove. Because it was done quickly, the measurement accuracy improved to ±10%.
発明の効果
以上のように本発明によれば、滴下された血液サンプル
が反応層で反応し、その反応液は保液層からすみやかに
電極部端面の溝に誘導されるため、電極反応による測定
精度を向上させることができる0Effects of the Invention As described above, according to the present invention, the dropped blood sample reacts in the reaction layer, and the reaction liquid is quickly guided from the liquid retaining layer to the groove on the end face of the electrode part, so that measurement by electrode reaction is possible. 0 which can improve accuracy
第1図は本発明の一実施例におけるグルコースセンサの
断面図、第2図は同センサの電極部を示す斜視図、第3
図、第4図は電極部の別な例を示す斜視図、第6図は従
来のグルコースセンサを示す断面図、第6図は同電極部
の斜視図、第7図はセンサの不良構成状態を示す断面図
である。
1・・・・・反応層、2・・・・・・ろ退居、3・・・
・・・保液層、4・・・・・枠体、5・・・・・基体、
6・・・・・・測定極、7・・・・・・対極、8・・・
・・・参照極、9・・・・・・溝、1o・・・・・・空
隙部、13.14・・・・突出部。
代理人の氏名 弁理士 中 尾 敏 男 ほか1名II
図 /−反庄・1
第 2 図
第3図FIG. 1 is a sectional view of a glucose sensor according to an embodiment of the present invention, FIG. 2 is a perspective view showing the electrode part of the sensor, and FIG.
4 is a perspective view showing another example of the electrode section, FIG. 6 is a sectional view showing a conventional glucose sensor, FIG. 6 is a perspective view of the same electrode section, and FIG. 7 is a defective configuration of the sensor. FIG. 1... Reaction layer, 2... Retirement, 3...
...Liquid retaining layer, 4...Frame body, 5...Base body,
6...Measurement electrode, 7...Counter electrode, 8...
...Reference pole, 9...Groove, 1o...Gap, 13.14...Protrusion. Name of agent: Patent attorney Toshio Nakao and one other person II
Figure/-Ansho・1 Figure 2 Figure 3
Claims (1)
系を設けた電極部と、この電極部上に酸化還元酵素と前
記酵素と共役する酸化型色素を含んだ反応層と、保液層
を枠体にはさんで設置したバイオセンサであつて、前記
電極部の側面の少なくとも一部に突出部を設け、突出部
が前記枠体の内面と接するよう構成したことを特徴とす
るバイオセンサ。An electrode part having an electrode system consisting of a measurement electrode, a counter electrode, and a reference electrode on an insulating base; a reaction layer containing an oxidoreductase and an oxidized dye conjugated with the enzyme on the electrode part; and a liquid retaining layer. A biosensor in which a protruding part is provided on at least a part of the side surface of the electrode part, and the protruding part is configured to be in contact with the inner surface of the frame. .
Priority Applications (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60217035A JPS6275342A (en) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | Biosensor |
Applications Claiming Priority (1)
Application Number | Priority Date | Filing Date | Title |
---|---|---|---|
JP60217035A JPS6275342A (en) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | Biosensor |
Publications (1)
Publication Number | Publication Date |
---|---|
JPS6275342A true JPS6275342A (en) | 1987-04-07 |
Family
ID=16697816
Family Applications (1)
Application Number | Title | Priority Date | Filing Date |
---|---|---|---|
JP60217035A Pending JPS6275342A (en) | 1985-09-30 | 1985-09-30 | Biosensor |
Country Status (1)
Country | Link |
---|---|
JP (1) | JPS6275342A (en) |
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5266441A (en) * | 1989-07-29 | 1993-11-30 | Canon Kabushiki Kaisha | Image forming medium and image forming method |
-
1985
- 1985-09-30 JP JP60217035A patent/JPS6275342A/en active Pending
Cited By (1)
Publication number | Priority date | Publication date | Assignee | Title |
---|---|---|---|---|
US5266441A (en) * | 1989-07-29 | 1993-11-30 | Canon Kabushiki Kaisha | Image forming medium and image forming method |
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